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WO2025068330A1 - Dispositif médical implantable à lentille acoustique - Google Patents

Dispositif médical implantable à lentille acoustique Download PDF

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Publication number
WO2025068330A1
WO2025068330A1 PCT/EP2024/076996 EP2024076996W WO2025068330A1 WO 2025068330 A1 WO2025068330 A1 WO 2025068330A1 EP 2024076996 W EP2024076996 W EP 2024076996W WO 2025068330 A1 WO2025068330 A1 WO 2025068330A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
transducer
acoustic lens
acoustic
implantable device
matrix based
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
PCT/EP2024/076996
Other languages
English (en)
Inventor
Jade ROBERT
Guillaume BOUCHOUX
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Carthera SAS
Original Assignee
Carthera SAS
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Carthera SAS filed Critical Carthera SAS
Publication of WO2025068330A1 publication Critical patent/WO2025068330A1/fr
Pending legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

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    • B06B1/0644—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using a single piezoelectric element
    • B06B1/0662—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using a single piezoelectric element with an electrode on the sensitive surface
    • B06B1/067—Methods or apparatus for generating mechanical vibrations of infrasonic, sonic, or ultrasonic frequency making use of electrical energy operating with piezoelectric effect or with electrostriction using a single piezoelectric element with an electrode on the sensitive surface which is used as, or combined with, an impedance matching layer

Definitions

  • the present invention relates to the general technical field of ultrasonic devices for the treatment of brain tissue — human or animal — by ultrasound in order to assist a practitioner in the treatment of a pathology.
  • a known technique developed by the Applicant consists of using a treatment device comprising an implantable intracranial device.
  • Such an implantable intracranial device is described in particular in document WO 2021/105179.
  • This intracranial device is intended to be positioned in a trephine hole made in a patient's skull. It comprises:
  • connection means one (or more) electrical connection terminal(s) intended to cooperate with the connection means.
  • a series of treatment sessions can be provided to treat the pathology affecting them, particularly cancer.
  • a microbubble solution can be injected into the patient to improve the effectiveness of the ultrasound treatment.
  • the oscillations of microbubbles under the action of ultrasound cause a modulation of the permeability of the blood-brain barrier.
  • An aim of the present invention is to propose a solution making it possible to modulate the phase of the wavefront of the acoustic beam(s) emitted by an intracranial device including one (or more) transducer(s), such as that described in document WO 2021/105179.
  • the invention provides a device implantable at an opening made in the cranium of a patient, the implantable device comprising:
  • the transducer including a front face intended to be positioned opposite a tissue of interest to be treated, and a rear face opposite the front face,
  • the at least one acoustic lens for modifying the phase of the ultrasonic wavefront generated by the at least one transducer, the at least one acoustic lens including a proximal face in contact with the front face of the at least one transducer and a distal face intended to be positioned opposite a tissue of interest to be treated, the distal face being opposite the proximal face, remarkable in that the at least one acoustic lens comprises:
  • proximal layer composed of an accelerator material including a polymer matrix and hollow microspheres, the accelerator material having a first propagation speed of waves generated by the transducer greater than 1500m/s, and
  • a distal layer (134) composed of a retarding material, the retarding material having a second propagation speed of the waves generated by the transducer (11) less than 1500 m/s.
  • an acoustic lens positioned between the transducer and the tissue to be treated makes it possible to modulate the phase of the wavefront of the acoustic beam generated by the transducer. It is thus possible to modify the shape of the acoustic beam generated by the transducer in order to adapt it to the intended application.
  • this acoustic lens including a first layer of accelerating material composed of a polymer matrix loaded with microspheres and a second layer of slowing material — makes it compatible with integration into an implantable medical device.
  • this structure makes it possible to have an acoustic lens:
  • - having a low thickness (typically between 0.1 and 5 millimeters, preferably between 0.5 and 4 millimeters, and even more preferably between 0.5 and 2 millimeters), and
  • accelerating material means a material in which the acoustic waves propagate at a propagation speed greater than 1500 m/s, that is to say a material in which the acoustic waves propagate faster than in the medium to be treated.
  • slowing material means a material in which acoustic waves propagate at a propagation speed less than 1500 m/s, i.e. a material in which acoustic waves propagate more slowly than in the medium to be treated.
  • the structure of the acoustic lens according to the invention also allows it to have an acoustic impedance close to that of the propagation medium (tissue to be treated).
  • the acoustic lens according to the invention has a high transmission rate (ratio between the transmitted acoustic power divided by the incident acoustic power). This makes it possible to limit energy losses through the acoustic lens and to limit heating of the implantable device to guarantee patient safety.
  • aspects of the present invention include:
  • the at least one acoustic lens may be devoid of retarding material between the front face and the proximal layer;
  • the proximal layer of the at least one acoustic lens may have a transverse sawtooth and/or columnar profile, the shape and dimensions of the sawtooth and/or columnar depending on a phase law to modify the phase of the ultrasonic wavefront generated by the at least one transducer;
  • the polymer matrix may be chosen from a polyepoxide resin, or a thermoplastic matrix based on Polyethylene (PE), or a matrix based on Poly Methyl Acrylic Methacrylate (PMMA), or a matrix based on PolyEtheretherketone (PEEK), or a matrix based on PolyEtherketoneketone (PEKK), or a matrix based on Cyclo Olefin Copolymer (COC), or a matrix based on Cyclo Olefin Polymer (COP), or a matrix based on Polycarbonate (PC), or a matrix based on PolyAmide (PA), or a matrix based on PolyPropylene (PP), or a matrix based on liquid crystal polymers (LCP), or a matrix based on Elium® resin (Arkema);
  • PE Polyepoxide resin
  • PE Polyethylene
  • PMMA Poly Methyl Acrylic Methacrylate
  • PEEK PolyEtheretherketone
  • PEKK PolyEtherketoneket
  • each hollow microsphere may consist of a microbead having a shell in which a gaseous compound has been trapped, said shell being made of glass or plastic;
  • the percentage by volume of hollow microspheres incorporated in the polymer matrix can be between 15 and 75% of the volume of polymer matrix, preferably between 30 and 60% of the volume of the polymer matrix;
  • the dimensions of the hollow microspheres can be between 10 and 100 microns, preferably between 20 and 60 microns, and even more preferably between 25 and 50 microns;
  • the retarder material can be silicone
  • the device may comprise a plurality of acoustic lenses, each acoustic lens being configured according to a respective delay law.
  • the invention also relates to a system for imaging and/or treating brain tissue, the system including a control unit and electrical connection means, remarkable in that the system further comprises an implantable device as defined above.
  • FIG. 1 is a schematic representation of an example of a device for treating a brain condition including an ultrasound device electrically connected to a remote control unit by means of connection means (transdermal needle + cable),
  • FIG. 2 is a schematic representation of the structure of a transducer of the ultrasonic device
  • FIG. 3 is a schematic representation of an assembly composed of the transducer of Figure 2 and an acoustic lens
  • FIG. 4 is a schematic representation of the structure of the acoustic lens illustrated in Figure 3,
  • FIG. 5 is a representation of a first pattern of a proximal layer of the acoustic lens
  • - Figure 6 is a schematic representation of a second pattern of the proximal layer of the acoustic lens
  • FIG. 7 is a schematic perspective representation of a mold for the manufacture of the acoustic lens
  • FIG. 8a is an exploded view of the acoustic lens
  • FIG. 8b is a top view of the acoustic lens
  • FIG. 8c is a side view of the acoustic lens
  • FIG. 9 is a representation of a normalized pressure field generated by an assembly comprising a 1 MHz planar transducer and the acoustic lens,
  • FIG. 10 is a partial representation of a first example of an implantable ultrasound device
  • FIG. 11 is a partial representation of a second example of an implantable ultrasound device
  • FIG. 12 is a partial representation of a third example of an implantable ultrasound device.
  • the apparatus comprises:
  • an implantable ultrasound device 1 for the emission of ultrasound waves for imaging or treatment
  • control unit 2 for supplying electrical energy to the ultrasonic device 1
  • connection means 3 for the electrical connection of the control unit 2 to the ultrasonic device 1.
  • the acoustic lens described below can be used with other types of treatment devices.
  • the acoustic lens described below can be used with any implantable ultrasound device including one (or more) transducer(s).
  • the ultrasonic device 1 comprises:
  • transducer(s) 11 connected to the electronic card for the generation of ultrasonic waves for treatment (or imaging) of the brain tissue of interest
  • connection terminal 12 intended to receive a transdermal needle 31 of the electrical connection means 3,
  • the ultrasound device 1 is capable of being implanted in a cranial bone 4 of a patient to enable the treatment and/or imaging of brain tissue of interest.
  • the practitioner performs a craniectomy.
  • An incision is made in the scalp, then the skin (and muscles, if present) is lifted to expose the skull.
  • the skull is then cut to form a bone flap.
  • the cranial bone flap is removed to create a cranial opening into which the intracranial device can be positioned.
  • the positioning of the ultrasound device 1 consists of inserting it into the cranial opening so that the transducer(s) extend(s) opposite the brain tissue of interest.
  • the ultrasound device 1 is correctly positioned, it is fixed on the periphery of the cranial opening by any means known to those skilled in the art (anchoring screw 13, gluing, etc.), then the scalp and muscles are put back in place to cover the ultrasound device 1.
  • the transducer(s) faces the brain tissue of interest.
  • the remote control unit 2 is used to supply electrical energy to the ultrasonic device 1, to adjust its operating parameters, etc.
  • control unit 2 Such a control unit 2 being known to those skilled in the art, it will not be described in more detail below.
  • connection means allow the ultrasonic device 1 and the control unit 2 to be electrically connected.
  • connection means 3 comprise in particular: the transdermal needle 31 capable of being connected to the connection terminal 12 of the ultrasound device 1, a connection socket (not shown) capable of being connected to a complementary socket of the control unit 2, and an electrically conductive cable 32 connected to the transdermal needle 31 on the one hand, and to the connection socket on the other hand.
  • Transducer Referring to Figure 2, a partial sectional view of one of the transducers 11 of the ultrasonic device 1 is illustrated.
  • each transducer 11 may be between 100 kHz and 20 MHz, preferably between 200 kHz and 10 MHz, and even more preferably between 0.2 and 3 MHz.
  • Each transducer 11 allows the application of ultrasonic pulses of acoustic intensities between 1 and 50 W/cm 2 (preferably between 5 and 30 W/cm 2 ) by generating divergent or slightly convergent ultrasonic waves through the brain tissue of interest to be treated or imaged.
  • Each transducer 11 may be planar, convergent (concave), or divergent (convex).
  • each transducer comprises one (or more) electro-acoustic element(s) 111 — such as a piezoelectric element — having a flat surface (planar transducer), cylindrical or in the form of a portion of a cylinder or sphere (convergent or divergent transducer).
  • electro-acoustic element(s) 111 such as a piezoelectric element — having a flat surface (planar transducer), cylindrical or in the form of a portion of a cylinder or sphere (convergent or divergent transducer).
  • the transducer 11 also comprises: an outer electrode intended to face the brain tissue of interest, and an inner electrode forming a rear face 113, opposite the outer electrode.
  • the transducer 11 may comprise one (or more) adaptation layer(s) on the external electrode, for example one (or more) quarter-wave adaptation plate(s) used to improve the transmission of acoustic energy to the brain tissue of interest.
  • the external electrode forms a front face 112 of the transducer 11.
  • the transducer comprises one (or more) adaptation layer(s)
  • the face of the adaptation layer (the furthest away and) opposite the external electrode forms the front face 112 of the transducer 11.
  • each transducer 11 is intended to face the brain tissue of interest to be treated.
  • the transducer 11 When the transducer 11 is activated, it converts the electrical energy supplied to it into acoustic waves propagating towards the outside of the front face 112 (i.e. propagation towards the brain tissue of interest).
  • each transducer 11 is associated with one (or more) acoustic lens(es) 13.
  • the (Each) acoustic lens 13 is acoustically coupled to the front face 112 (i.e. radiative surface) of the transducer at a proximal face 131 of the acoustic lens 13.
  • the acoustic lens 13 is configured to receive the acoustic radiation generated by the transducer 11 at the proximal face 131 and to transmit the acoustic radiation through a distal face 132 of the acoustic lens 13.
  • the ultrasonic beam generated by the transducer 11 undergoes a phase modulation tending to modify the shape of its wavefront.
  • phase modulation allows:
  • the acoustic lens 13 comprises:
  • proximal layer 133 of an “accelerator” material having a first so-called “high” wave propagation speed (in particular greater than the wave propagation speed in the brain tissue of interest to be treated), in particular greater than 1500 m/s, preferably greater than 1600 m/s, and even more preferably greater than 1800 m/s,
  • a distal layer 134 of a “slowing” material having a second wave propagation speed called “low” relative to the first propagation speed (in particular lower than the wave propagation speed in the brain tissue of interest to be treated), in particular lower than 1500 m/s, preferably lower than 1400 m/s, and even more preferably lower than 1300 m/s.
  • the accelerator and retarder materials constituting respectively the proximal and distal layers 133, 134 are chosen so as to have an acoustic impedance close to that of the brain tissue of interest to be treated, in particular between 1.1 MRayl and 1.9 MRayl, preferably between 1.2 MRayl and 1.8 MRayl, even more preferably between 1.4 MRayl and 1.6 MRayl (for example of the order of 1.5 MRayl).
  • the face of the proximal layer 133 opposite the distal layer 134 defines the proximal face 131 of the acoustic lens 13. This proximal face 131 is intended to be mechanically coupled to the transducer 11 with which the acoustic lens 13 is associated.
  • the face of the distal layer 134 opposite the proximal layer 133 defines the face distal 132 of the acoustic lens 13. This distal face 132 is intended to be positioned opposite the brain tissue of interest to be treated.
  • proximal layer 133 close to the transducer 11, in which the propagation speed of the waves is high
  • a distal layer 134 close to the brain tissue of interest to be treated, in which the propagation speed of the waves is low, makes it possible to promote the phase variations of the wavefront of the acoustic wave(s) generated by the transducer 11.
  • the fact that the proximal layer 133 has a high first wave propagation speed and that the distal layer has a low second propagation speed (i.e. C2 much lower than ci) makes it possible to limit the thickness of the acoustic lens 13, which is desirable in the context of its use in an implantable device.
  • the thickness e of the acoustic lens is a function of the first and second propagation speeds ci, C2 according to the following formula:
  • - ci and C2 are the sound speeds in the proximal and distal layers.
  • the difference between the first and second propagation speeds ci, C2 has an impact on the thickness e of the acoustic lens: the greater this difference (high ci, low C2), the smaller the thickness e of the acoustic lens.
  • the proximal layer 133 can be shaped into different shapes.
  • the proximal layer 133 may have a transverse profile in saw teeth (as illustrated in Figure 5), or in columns (as illustrated in Figure 6).
  • saw teeth as illustrated in Figure 5
  • columns as illustrated in Figure 6
  • the dimensions and shapes of these “saw teeth” or “columns” depend on the intended application for the acoustic lens (flattening of the wavefront, modification of the orientation and/or the direction of propagation of the wavefront, etc.).
  • proximal layer 133 In all cases, those skilled in the art will know how to adapt the shape of the proximal layer 133 according to the intended application.
  • the accelerator material constituting the proximal layer 133 can advantageously include a polymer matrix 1331 loaded with hollow microspheres 1332.
  • a polymer matrix 1331 loaded with hollow microspheres 1332 As will become apparent below, the integration of hollow microspheres 1332 into a polymer matrix 1331 makes it possible to obtain a material:
  • the polymer matrix 1331 can be chosen from:
  • epoxy resin for example Epotek 301-2 resin (Epoxy Technologies), and/or
  • thermoplastic materials based on Polyethylene (or PE), Poly Methyl Acrylic Methacrylate (or PMMA), PolyEtheretherketone (or PEEK, an acronym for the term “PolyEtherEtherKetone”), PolyEtherketoneketone (or PEKK, an acronym for the term “PolyEtherKetoneKetone”), Cyclo Olefin Copolymer (or COC, acronym for “Cyclic Olefin Copolymer”), Cyclo Olefin Polymer (or COP, acronym for “Cyclic Olefin Polymer”), Polycarbonate (or PC), PolyAmide (or PA), PolyPropylene (or PP), Liquid Crystal Polymers (or LCP, acronym for “Liquid Crystal Polymer”), or Elium® resin (Arkema).
  • PE Polyethylene
  • PMMA Poly Methyl Acrylic Methacrylate
  • PEKK PolyEtherketoneketone
  • Cyclo Olefin Copolymer or
  • the polymer matrix 1331 chosen may have a viscosity before polymerization of between 100 and 600 cPs at 23°C, in particular of between 200 and 500 cPs at 23°C. This makes it easier to manufacture the proximal layer of the acoustic lens 13. More specifically, the choice of such a viscosity makes it easier to implement degassing and molding steps in the method for manufacturing the acoustic lens 13 which will be described below. Of course, those skilled in the art may choose a polymer matrix having a viscosity outside the ranges mentioned above.
  • the hollow microspheres 1332 may be microbeads formed by a shell—made of glass or a thermoplastic material such as a copolymer—within which a liquid or gaseous compound, such as air, has been trapped.
  • the hollow microspheres 1332 with a thermoplastic shell have the advantage of having a lower density (density of microspheres with a thermoplastic shell of the order of 40 kg/m 3 ) than the hollow microspheres 1332 with a glass shell (density of microspheres with a glass shell greater than or equal to 100 kg/m 3 ). This is why the use of hollow microspheres 1332 with a thermoplastic shell may be preferred for producing an acoustic lens 13 of an implantable ultrasound device.
  • the hollow microspheres 1332 with a glass shell may nevertheless be used, these also having interesting properties in the context of the present invention, in particular in terms of thermal resistance.
  • This type of hollow microspheres 1332 is notably represented by the “Expancel” range from the company AkzoNobel and is described in document WO 01/07154.
  • the hollow microspheres are for example of the “Expancel 920 DET 20 d40” type, with a density of 40 kg/m 3
  • the diameter of the hollow microspheres (used in the context of the present invention) is between 10 and 100 microns, preferably between 20 and 60 microns, and even more preferably between 25 and 50 microns.
  • the volume percentage of hollow microspheres 1332 incorporated in the polymer matrix is between 15 and 75% of the volume of polymer matrix, preferably between 30 and 60% of the volume of the polymer matrix. This makes it possible to obtain a polymer matrix 1331 loaded with hollow microspheres 1332 having an acoustic impedance between 1.2 and 1.8 MRayl, using a polymer matrix such as:
  • hollow microspheres 1332 into the polymer matrix 1331 makes it possible to obtain an accelerator material (whose acoustic impedance is close to that of the brain tissue of interest to be treated (i.e. approximately 1.5MRayl) and therefore having a high transmission rate (greater than or equal to 70% of the acoustic waves generated by the transducer associated with the acoustic lens) by minimizing the acoustic reflections on the proximal face 131 of the acoustic lens 13.
  • an accelerator material whose acoustic impedance is close to that of the brain tissue of interest to be treated (i.e. approximately 1.5MRayl) and therefore having a high transmission rate (greater than or equal to 70% of the acoustic waves generated by the transducer associated with the acoustic lens) by minimizing the acoustic reflections on the proximal face 131 of the acoustic lens 13.
  • the distal layer 134 may be made of a non-porous material, with a high contrast in sound speed compared to the accelerating material of the proximal layer, i.e. a low sound speed ( ⁇ 1500 m/s) and possibly biocompatible such as silicone.
  • the distal layer 134 can be made of Wagnersil 26LE silicone, which has the advantage of being easily formable (in particular easy to mold) for the manufacture of the acoustic lens.
  • the distal layer 134 can extend over all the faces of the proximal layer 133 with the exception of the proximal face 131.
  • the distal layer 134 can extend both:
  • proximal layer 133 on the edges of the proximal layer 133.
  • This type of existing composite material can be used as an accelerator material for the production of the proximal layer 133 of the acoustic lens 13.
  • Another solution may consist of manufacturing the accelerator material from a polymer matrix on the one hand, and hollow microspheres on the other. This makes it possible to obtain an accelerator material with a lower viscosity (less than 600 cPa.s), which facilitates its handling (in particular its degassing and molding). 3.4. 1.2. Manufacture of the composite material
  • the steps implemented for the manufacture of the accelerator material can be as follows:
  • the polymer matrix creation step involves mixing the components that make it up.
  • the polymer matrix used can be an Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies resin.
  • the low viscosity of the Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies resin facilitates the incorporation of microspheres and the degassing steps. In addition, this low viscosity facilitates the molding of the proximal layer.
  • the Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies resin also has a very long polymerization time (48 hours).
  • Hollow microspheres can be glass or plastic shell microspheres.
  • the degassing steps allow the air bubbles formed to be evacuated:
  • the incorporation step consists of integrating hollow microspheres containing air into the polymer matrix, it is preferable to limit the quantity of air bubbles formed during the creation and incorporation steps. Indeed, since the size and number of these air bubbles are neither controlled nor controllable, it is preferable to avoid their presence to guarantee obtaining an accelerator material with an acoustic impedance close to that of the brain tissue of interest to be treated (i.e. 1.5 MRayl) and a high transmission rate (greater than or equal to 70%) of the acoustic waves generated by the transducer associated with the acoustic lens.
  • an accelerator material with an acoustic impedance close to that of the brain tissue of interest to be treated (i.e. 1.5 MRayl) and a high transmission rate (greater than or equal to 70%) of the acoustic waves generated by the transducer associated with the acoustic lens.
  • the pre-polymerization steps allow the viscosities of the polymer matrix and the mixture composed of the polymer matrix and the hollow microspheres to be varied. It is thus possible to limit the rise of the microspheres to the surface of the polymer matrix following their incorporation.
  • the durations (15 minutes) and the temperature (80 °C) are chosen so as to limit the risks of heat release likely to denature the hollow microspheres and/or deform the proximal layer following its molding.
  • Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies resin was chosen as the polymer matrix to produce a blend:
  • hollow microspheres into the polyepoxide resin makes it possible to obtain an accelerator material with an acoustic impedance (1.6 MRayl) lower than that of the polyepoxide resin alone (2.7 MRayl), while maintaining a relatively high acoustic wave propagation speed (1974 m/s, instead of 2387 m/s for the polyepoxide resin alone).
  • the wave propagation speed in the accelerator material thus obtained does not vary more than 20% compared to that of the Henkel Epoxy 301-2 resin alone, while maintaining a maximum load of 50% vol in microspheres.
  • microspheres results in an accelerator material with very good acoustic characteristics.
  • the microspheres increase the attenuation of the sample and also reduce the propagation speed of ultrasonic waves.
  • the density is calculated based on the densities of the hollow microspheres and the polyepoxide resin as well as their volume ratio.
  • PMMA and PEEK have much lower attenuations than polyepoxide resins, for a similar density and a higher acoustic wave propagation speed.
  • PMMA or PEEK for the production of the accelerator material forming the proximal layer allows the production of a thinner and less attenuating acoustic lens than with a polyepoxide resin.
  • the proximal layer 133 From the accelerator material obtained, it is possible to produce the proximal layer 133 by molding, the shape of the mold being determinable by three-dimensional (3D) modeling depending on the intended application.
  • mold M is illustrated.
  • a numerical model was used to determine the phase shift and therefore the appropriate shape to deflect by 30° a beam of ultrasonic waves generated by a flat transducer emitting at 1 MHz.
  • the M mold shown in Figure 7 was printed using a 3D printer along with the results of the modeling performed.
  • the retarder material forming the distal layer 134 can be poured into the mold M.
  • the retarder material is first prepared, degassed under vacuum in a container and then poured into the mold M. After curing (i.e. after polymerization), the distal layer 134 can be demolded. This demolded distal layer 134 constitutes an imprint for the formation of the proximal layer 133.
  • the accelerator material may be poured into the demolded distal layer 134.
  • a heat gun may be used to remove bubbles rising to the surface of the accelerator material. Once poured into the mold, the accelerator material may undergo an additional degassing step.
  • the acoustic lens 13 is thus obtained, as illustrated in FIGS. 8a to 8c, the latter being flat on its proximal and distal faces 131, 132.
  • the acoustic lens 13 obtained has a thickness of between 3.8 and 4 mm.
  • a layer of parylene can be deposited on the proximal and distal layers 133, 134.
  • the manufacture of the acoustic lens 13 may comprise the following steps:
  • An acoustic lens as previously described (including a proximal layer composed of a mixture of Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies resin and hollow plastic microspheres and a distal layer composed of silicone Wagnersil 26LE) was combined with a planar transducer to study the performance associated with it.
  • an acoustic field generated by a set comprising:
  • transducer 11 including a front face 112 at which the acoustic waves are generated, and a rear face 113 opposite the front face 112, and
  • the acoustic lens 13 allows the acoustic beam generated by the transducer 11 to be deflected by 30°. As illustrated in Figure 9, 90% of the energy emitted by the assembly composed of the transducer 11 and the acoustic lens 13 propagates in the desired direction. The geometry of the field is generally preserved and only off-axis.
  • the attenuation of the acoustic lens 11 results here in a reduction of between 30 and 60% of the maximum acoustic pressure generated, compared to the capacities of the transducer 11 alone.
  • An optimization of the manufacturing process of the acoustic lens 13 makes it possible to reduce this loss of power, while retaining these same materials.
  • Example of an implantable ultrasound device including at least one acoustic lens
  • This implantable ultrasound device comprises a single transducer 11 associated with an acoustic lens 13 fixed on its front face 112.
  • the transducer 11 may be of any technology known to those skilled in the art.
  • the transducer 11 may be of the CMUT (or “Capacitive Micro Machined Transducer”) PMUT (“Piezoelectric MUT”) or MMUT (Magnetostrictive MUT) type.
  • the transducer may be a piezoelectric transducer (PZT) or a piezocomposite transducer, etc.
  • the transducer 11 comprises a quarter-wave adaptation plate 114 whose face opposite the electro-acoustic element 111 forms the front face 112.
  • the proximal face 131 of the acoustic lens 13 is fixed by gluing to the front face 112 of the transducer 11.
  • the shapes and dimensions of the proximal and distal layers 133, 134 define a phase law for the phase modulation of the ultrasound wavefront produced by the transducer 11.
  • the phase law implemented depends on the indication and the targeted brain tissue of interest, for example: deflection to target an area of the brain tissue of interest that is not located under the implantable ultrasound device 1 (i.e. an area of the brain tissue not extending under the burr hole made in the patient's skull), single or multiple focusing of the ultrasound beam generated by the transducer, to target precise areas of the brain tissue of interest, defocusing of the ultrasound beam generated by the transducer (divergence) to target a wide area of the brain tissue of interest.
  • phase law can be implemented using different techniques.
  • the phase law can be:
  • the acoustic lens 13 has a single continuous phase law over its entire surface, said phase law having been calculated to induce a focusing of the ultrasonic beam generated by the transducer.
  • the transducer 11 comprises:
  • an external electrode 117 forming the front face of the transducer (i.e. the external face of the tube).
  • acoustic lenses 13a, 13b, 13c, 13d each having a respective phase law (different from the other phase laws) are associated with the transducer 11.
  • the transducer 11 comprises four electro-acoustic elements 111a, 111b, 111c, 111d each associated with respective electrodes (not shown).
  • a single acoustic lens 13 having a continuous phase law over its entire surface is associated with the transducer 11 to deflect by 30° the beam of ultrasonic waves generated by the transducer.
  • the acoustic lens 13 described above makes it possible to modify the phase of the acoustic wave front generated by the transducer 11 according to a phase law determined as a function of the intended application.
  • the presence of a proximal layer 133 of accelerator material including a polymer matrix 1331 loaded with hollow microspheres 1332 makes it possible to produce an acoustic lens 13 whose thickness is between 0.5 and 4 mm (preferably less than 2 mm), which makes it compatible with use in an implantable ultrasound device.
  • a distal layer 134 of retarding material such as silicone, allows the acoustic lens 13 to be biocompatible, smooth and non-porous on its distal face, which also makes it compatible for use in an implantable ultrasound device.
  • the acoustic lens 13 thus obtained advantageously has:
  • This acoustic lens 13 also has other advantages such as being MRI compatible, stable over time, stable to sterilization (for example with ethylene oxide) and stable to radiotherapy irradiation.

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Abstract

La présente invention concerne un dispositif implantable comprenant un transducteur (11) pour la génération d'ondes ultrasonores, et une lentille acoustique (13) pour modifier la phase du front d'ondes ultrasonores générées par le transducteur (11), la lentille acoustique (13) incluant : - une couche proximale (133) composée d'une matrice polymère et de microsphères creuses, et - une couche distale (134) composée dans un matériau ralentisseur.

Description

DISPOSITIF MÉDICAL IMPLANTABLE À LENTILLE ACOUSTIQUE
DOMAINE DE L’INVENTION
La présente invention concerne le domaine technique général des dispositifs ultrasonores pour le traitement d’un tissu cérébral — humain ou animal — par ultrasons afin d’aider un praticien dans le traitement d’une pathologie.
ARRIÈRE-PLAN DE L’INVENTION
On connaît différentes techniques permettant de traiter un tissu cérébral.
Notamment, une technique connue développée par la Demanderesse consiste à utiliser un appareil de traitement comprenant un dispositif intracrânien implantable.
Un tel dispositif intracrânien implantable est notamment décrit dans le document WO 2021/105179. Ce dispositif intracrânien est destiné à être positionné dans un trou de trépan effectué dans un crâne d’un patient. Il comprend :
- un support,
- un (ou plusieurs) transducteur(s) pour la génération d’ondes ultrasonores de traitement, monté(s) sur le support,
- une (ou plusieurs) borne(s) de connexion électrique destinée(s) à coopérer avec les moyens de connexion.
Une fois le dispositif intracrânien implanté dans le crâne du patient, une succession de séances de traitement peuvent lui être prodiguées pour traiter la pathologie qui l’affecte, notamment un cancer. À chaque séance, une solution de microbulles peut être injectée au patient pour améliorer l’efficacité du traitement par ondes ultrasonores. En effet, les oscillations de microbulles sous l’action d’ultrasons engendrent une modulation de la perméabilité de la barrière hémato-encéphalique. Toutefois, pour améliorer l’efficacité du traitement du tissu cérébral, il peut s’avérer nécessaire de modifier la forme du front d’onde généré par le (ou les) transducteur(s) du dispositif intracrânien, par exemple :
- pour focaliser le(s) faisceau(x) ultrasonore(s) généré(s) par le (ou les) transducteur(s), afin de mieux cibler une zone d’intérêt dans le tissu cérébral, ou
- pour diffuser ce(s) faisceau(x) ultrasonore(s), afin d’élargir le volume traité de tissu cérébral, ou encore -
- pour modifier l’orientation et/ou la direction de propagation de ce(s) faisceau(x) ultrasonore(s), notamment afin de compenser la courbure et/ou l’orientation du (ou des) transducteur(s), etc.
Un but de la présente invention est de proposer une solution permettant de moduler la phase du front d’onde du (ou des) faisceau(x) acoustique(s) émis par un dispositif intracrânien incluant un (ou plusieurs) transducteur(s), tel que celui décrit dans le document WO 2021/105179.
BRÈVE DESCRIPTION DE L’INVENTION
À cet effet, l’invention propose un dispositif implantable au niveau d’une ouverture ménagée dans la boîte crânienne d’un patient, le dispositif implantable comprenant :
- au moins un transducteur pour la génération d’ondes ultrasonores, le transducteur incluant une face avant destinée à être positionnée en regard d’un tissu d’intérêt à traiter, et une face arrière opposée à la face avant,
- au moins une lentille acoustique pour modifier la phase du front d’ondes ultrasonores générées par l’au moins un transducteur, l’au moins une lentille acoustique incluant une face proximale en contact avec la face avant de l’au moins un transducteur et une face distale destinée à être positionnée en regard d’un tissu d’intérêt à traiter, la face distale étant opposée à la face proximale, remarquable en ce que l’au moins une lentille acoustique comprend :
- une couche proximale composée dans un matériau accélérateur incluant une matrice polymère et des microsphères creuses, le matériau accélérateur ayant une première vitesse de propagation des ondes générées par le transducteur supérieure à 1500m/s, et
- une couche distale (134) composée dans un matériau ralentisseur, le matériau ralentisseur ayant une deuxième vitesse de propagation des ondes générées par le transducteur (11) inférieure à 1500m/s.
La présence d’une lentille acoustique positionnée entre le transducteur et le tissu à traiter permet de moduler la phase du front d’onde du faisceau acoustique généré par le transducteur. Il est ainsi possible de modifier la forme du faisceau acoustique généré par le transducteur afin de l’adapter à l’application visée.
Par ailleurs, la structure de cette lentille acoustique — incluant une première couche de matériau accélérateur composée d’une matrice polymère chargée en microsphères et une deuxième couche de matériau ralentisseur — permet de la rendre compatible avec une intégration dans un dispositif médical implantable. En particulier, cette structure permet de disposer d’une lentille acoustique :
- ayant une faible épaisseur (typiquement comprise entre 0,1 et 5 millimètres, préférentiellement comprise entre 0,5 et 4 millimètres, et encore plus préférentiellement comprise entre 0,5 et 2 millimètres), et
- présentant une surface extérieure lisse (non poreuse) et biocompatible, ces caractéristiques permettant l’implantation de la lentille acoustique dans le crâne d’un patient.
On entend, dans le cadre de la présente invention, par « matériau accélérateur », un matériau dans lequel les ondes acoustiques se propagent à une vitesse de propagation supérieure à 1500m/s, c’est-à-dire à dire un matériau dans lequel les ondes acoustiques se propagent plus vite que dans le milieu à traiter.
On entend, dans le cadre de la présente invention, par « matériau ralentisseur », un matériau dans lequel les ondes acoustiques se propagent à une vitesse de propagation inférieure à 1500 m/s, c’est-à-dire à dire un matériau dans lequel les ondes acoustiques se propagent plus lentement que dans le milieu à traiter.
La structure de la lentille acoustique selon l’invention lui permet en outre de présenter une impédance acoustique proche de celle du milieu de propagation (tissu à traiter). Ainsi, la lentille acoustique selon l’invention dispose d’un taux de transmission (rapport entre la puissance acoustique transmise divisée par la puissance acoustique incidente) élevé. Ceci permet de limiter les pertes d’énergie à travers la lentille acoustique et de limiter réchauffement du dispositif implantable pour garantir la sécurité du patient.
Des aspects préférés, mais non limitatifs de la présente invention sont les suivants :
- l’au moins une lentille acoustique peut être dépourvue de matériau ralentisseur entre la face avant et la couche proximale ;
- la couche proximale de l’au moins une lentille acoustique peut avoir un profil transversal en dents de scie et/ou en colonnettes, la forme et les dimensions des dents de scie et/ou des colonnettes dépendant d’une loi de phase pour modifier la phase du front d’ondes ultrasonores générées par l’au moins un transducteur ;
- la matrice polymère peut être choisie parmi une résine polyépoxyde, ou une matrice thermoplastique à base de Polyéthylène (PE), ou une matrice à base de Poly Méthacrylate de Méthyle Acrylique (PMMA), ou une matrice à base de PolyEtheréthercétone (PEEK), ou une matrice à base de PolyEthercétonecétone (PEKK), ou une matrice à base de Copolymère de Cyclo Oléfine (COC), ou une matrice à base de Polymère de Cyclo Oléfine (COP), ou une matrice à base de Polycarbonate (PC), ou une matrice à base de PolyAmide (PA), ou une matrice à base de PolyPropylène (PP), ou une matrice à base de polymères à cristaux liquides (LCP), ou une matrice à base de résine Elium® (Arkema) ;
- chaque microsphère creuse peut consister en une microbille ayant une coque dans laquelle a été emprisonné un composé gazeux, ladite coque étant en verre ou en plastique ; - le pourcentage en volume de microsphères creuses incorporées dans la matrice polymère peut être compris entre 15 et 75 % du volume de matrice polymère, préférentiellement entre 30 et 60 % du volume de la matrice polymère ;
- les dimensions des microsphères creuses peuvent être comprises entre 10 et 100 microns, préférentiellement entre 20 et 60 microns, et encore plus préférentiellement entre 25 et 50 microns ;
- le matériau ralentisseur peut être de la silicone ;
- le dispositif peut comprendre une pluralité de lentilles acoustiques, chaque lentille acoustique étant configurée selon une loi de retard respective.
L’invention concerne également un système pour l’imagerie et/ou le traitement d’un tissu cérébral, le système incluant une unité de commande et des moyens de connexion électrique, remarquable en ce que le système comprend en outre un dispositif implantable tel que défini ci-dessus.
BRÈVE DESCRIPTION DES DESSINS
D’autres avantages et caractéristiques de l’invention ressortiront mieux de la description qui va suivre de plusieurs variantes d’exécution, données à titre d’exemples non limitatifs, à partir des dessins annexés sur lesquels :
- La figure 1 est une représentation schématique d’un exemple d’appareil de traitement d’une affection cérébrale incluant un dispositif ultrasonore raccordé électriquement à une unité de commande distante grâce à des moyens de connexion (aiguille transdermique + câble),
- La figure 2 est une représentation schématique de la structure d’un transducteur du dispositif ultrasonore,
- La figure 3 est une représentation schématique d’un montage composé du transducteur de la figure 2 et d’une lentille acoustique,
- La figure 4 est une représentation schématique de la structure de la lentille acoustique illustrée à la figure 3,
- La figure 5 est une représentation d’un premier motif d’une couche proximale de la lentille acoustique, - La figure 6 est une représentation schématique d’un deuxième motif de la couche proximale de la lentille acoustique,
- La figure 7 est une représentation schématique en perspective d’un moule pour la fabrication de la lentille acoustique,
- La figure 8a est une vue éclatée de la lentille acoustique,
- La figure 8b est une vue de dessus de la lentille acoustique,
- La figure 8c est une vue de côté de la lentille acoustique,
- La figure 9 est une représentation d’un champ de pression normalisé généré par un ensemble comportant un transducteur plan 1 MHz et la lentille acoustique,
- La figure 10 est une représentation partielle d’un premier exemple de dispositif ultrasonore implantable,
- La figure 11 est une représentation partielle d’un deuxième exemple de dispositif ultrasonore implantable,
- La figure 12 est une représentation partielle d’un troisième exemple de dispositif ultrasonore implantable.
DESCRIPTION DÉTAILLÉE DE L’INVENTION
On va maintenant décrire un exemple de dispositif médical implantable en référence aux figures. Dans ces différentes figures, les éléments équivalents sont désignés par la même référence numérique.
1. Généralités
En référence à la figure 1 , on a illustré un exemple d’appareil de traitement dans lequel la lentille acoustique décrite dans la suite peut être utilisée. L’appareil comprend :
- un dispositif ultrasonore implantable 1 pour l’émission d’ondes ultrasonores d’imagerie ou de traitement,
- une unité de commande 2 pour l’alimentation en énergie électrique du dispositif ultrasonore 1 , et - des moyens de connexion 3 pour le raccordement électrique de l’unité de commande 2 au dispositif ultrasonore 1.
Il est bien évident pour l’homme du métier que la lentille acoustique décrite dans la suite peut être utilisée avec d’autres types d’appareils de traitement. Notamment, la lentille acoustique décrite dans la suite peut être utilisée avec tout dispositif ultrasonore implantable incluant un (ou plusieurs) transducteur(s).
1.1. Dispositif ultrasonore
Le dispositif ultrasonore 1 comporte :
- une carte électronique (non représentée) adaptée pour échanger des signaux électriques d’alimentation et de contrôle avec l’unité de commande 2 distante,
- un (ou plusieurs) transducteur(s) 11 connecté(s) à la carte électronique pour la génération d’ondes ultrasonores de traitement (ou d’imagerie) du tissu cérébral d’intérêt, et
- une borne de connexion 12 destinée à recevoir une aiguille transdermique 31 des moyens de connexion électrique 3,
- une (ou plusieurs) lentille(s) acoustique(s) associée(s) à un (ou plusieurs) transducteur(s).
Le dispositif ultrasonore 1 est apte à être implanté dans un os crânien 4 d’un patient pour permettre le traitement et/ou l’imagerie d’un tissu cérébral d’intérêt.
Pour ce faire, le praticien réalise une craniectomie. Une incision est faite dans le cuir chevelu, puis la peau (et les muscles le cas échéant) est soulevée (sont soulevés) afin d’exposer le crâne. Le crâne est ensuite découpé pour former un volet osseux. Le volet osseux crânien est retiré pour laisser place à une ouverture crânienne dans laquelle le dispositif intracrânien peut être positionné. Le positionnement du dispositif ultrasonore 1 consiste à l’insérer dans l’ouverture crânienne de sorte que le (ou les) transducteur(s) s’étende(nt) en regard du tissu cérébral d’intérêt. Une fois le dispositif ultrasonore 1 correctement positionné, celui-ci est fixé sur la périphérie de l’ouverture crânienne par tout moyen connu de l’homme du métier (vis d’ancrage 13, collage, etc.), puis le cuir chevelu et les muscles sont remis en place pour recouvrir le dispositif ultrasonore 1. Ainsi, une fois implanté(s), le (ou les) transducteur(s) fait (font) face au tissu cérébral d’intérêt.
1.2. Unité de commande distante
L’unité de commande 2 distante permet d’alimenter en énergie électrique le dispositif ultrasonore 1 , de régler ses paramètres de fonctionnement, etc.
Une telle unité de commande 2 étant connue de l’homme du métier, celle-ci ne sera pas décrite plus en détail dans la suite.
1.3. Moyens de connexion
Les moyens de connexion permettent de raccorder électriquement le dispositif ultrasonore 1 et l’unité de commande 2.
Les moyens de connexion 3 comportent notamment : l’aiguille transdermique 31 apte à être branchée sur la borne de connexion 12 du dispositif ultrasonore 1 , une prise de liaison (non représentée) apte à être branchée à une prise complémentaire de l’unité de commande 2, et un câble électriquement conducteur 32 raccordé à l’aiguille transdermique 31 d’une part, et à la prise de liaison d’autre part.
2. Transducteur En référence à la figure 2, on a illustré une vue en coupe partielle d’un des transducteurs 11 du dispositif ultrasonore 1.
La fréquence de résonance nominale de chaque transducteur 11 peut être comprise entre 100 kHz et 20 MHz, de préférence comprise entre 200 kHz et 10 MHz, et encore plus préférentiellement entre 0,2 et 3 MHz. Chaque transducteur 11 permet l’application d’impulsions ultrasonores d’intensités acoustiques comprises entre 1 et 50 W/cm2 (préférentiellement entre 5 et 30W/cm2) en générant des ondes ultrasonores divergentes ou légèrement convergentes au travers du tissu cérébral d’intérêt à traiter ou à imager.
Chaque transducteur 11 peut être plan, convergent (concave), ou divergent (convexe).
En particulier, chaque transducteur comprend un (ou plusieurs) élément(s) électro- acoustique(s) 111 — tel qu’un élément piézoélectrique — ayant une surface plane (transducteur plan), cylindrique ou en portion de cylindre ou de sphère (transducteur convergent ou divergent).
Dans la suite de la description, on décrira plus précisément l’invention en référence à l’utilisation d’un (ou plusieurs) transducteur(s) plan(s), étant entendu que l’invention pourrait s’appliquer à l’utilisation d’un (ou plusieurs) transducteur(s) convergent(s) ou divergent(s).
Le transducteur 11 comprend également : une électrode extérieure destinée à faire face au tissu cérébral d’intérêt, et une électrode intérieure formant face arrière 113, opposée à l’électrode extérieure.
Enfin le transducteur 11 peut comprendre une (ou plusieurs) couche(s) d’adaptation sur l’électrode extérieure, par exemple une (ou plusieurs) lame(s) d’adaptation quart d’onde servant à améliorer la transmission de l’énergie acoustique vers le tissu cérébral d’intérêt. Dans le cas où le transducteur est dépourvu de couche d’adaptation, l’électrode extérieure forme une face avant 112 du transducteur 11 . Dans le cas où le transducteur comporte une (ou plusieurs) couche(s) d’adaptation, la face de la couche d’adaptation (la plus éloignée et) opposée à l’électrode extérieure forme la face avant 112 du transducteur 11 .
La face avant 112 de chaque transducteur 11 est destinée à faire face au tissu cérébral d’intérêt à traiter. Lors de l’activation du transducteur 11 , celui-ci convertit l’énergie électrique qui lui est fournie en ondes acoustiques se propageant vers l’extérieur de la face avant 112 (i.e. propagation vers le tissu cérébral d’intérêt).
3. Lentille acoustique
En référence à la figure s, chaque transducteur 11 est associé à une (ou plusieurs) lentille(s) acoustique(s) 13.
La (Chaque) lentille acoustique 13 est couplée acoustiquement à la face avant 112 (i.e. surface radiative) du transducteur au niveau d’une face proximale 131 de la lentille acoustique 13.
La lentille acoustique 13 est configurée pour recevoir le rayonnement acoustique généré par le transducteur 11 au niveau de la face proximale 131 et pour transmettre le rayonnement acoustique à travers une face distale 132 de la lentille acoustique 13.
Lors de la traversée de la lentille acoustique 13 entre les faces proximale et distale 131 , 132, le faisceau ultrasonore généré par le transducteur 11 subit une modulation de phase tendant à modifier la forme de son front d’onde.
En fonction du type de lentille acoustique choisie, cette modulation de phase permet :
- soit de modifier la forme du front d’onde du faisceau ultrasonore : o par exemple en le courbant vers l’intérieur (focalisation) ou l’extérieur (diffusion), ou encore o par exemple en l’aplanissant,
- soit de modifier son orientation et/ou sa direction de propagation.
3.1. Structure de la lentille acoustique
En référence à la figure 4, la lentille acoustique 13 comprend :
- une couche proximale 133 d’un matériau « accélérateur » ayant une première vitesse de propagation des ondes dite « élevée » (en particulier supérieure à la vitesse de propagation des ondes dans le tissu cérébral d’intérêt à traiter), notamment supérieure à 1500 m/s, préférentiellement supérieure à 1600 m/s, et encore plus préférentiellement supérieure à 1800 m/s,
- une couche distale 134 d’un matériau « ralentisseur » (éventuellement biocompatible) ayant une deuxième vitesse de propagation des ondes dite « faible » relativement à la première vitesse de propagation (en particulier inférieure à la vitesse de propagation des ondes dans le tissu cérébral d’intérêt à traiter), notamment inférieure à 1500 m/s, préférentiellement inférieure à 1400 m/s, et encore plus préférentiellement inférieure à 1300 m/s.
Avantageusement, les matériaux accélérateur et ralentisseur constituant respectivement les couches proximale et distale 133, 134 sont choisis de sorte à avoir une impédance acoustique proche de celle du tissu cérébral d’intérêt à traiter, notamment comprise entre 1 ,1 MRayl et 1 ,9 MRayl, préférentiellement comprise entre 1 ,2 MRayl et 1 ,8 MRayl, encore plus préférentiellement comprise entre 1 ,4 MRayl et 1 ,6 MRayl (par exemple de l’ordre de 1 ,5 MRayl).
La face de la couche proximale 133 opposée à la couche distale 134 définit la face proximale 131 de la lentille acoustique 13. Cette face proximale 131 est destinée à être couplée mécaniquement au transducteur 11 auquel la lentille acoustique 13 est associée. La face de la couche distale 134 opposée à la couche proximale 133 définit la face distale 132 de la lentille acoustique 13. Cette face distale 132 est destinée à être positionnée en regard du tissu cérébral d’intérêt à traiter.
La présence d’un empilement de couches 133, 134 constituées dans des matériaux accélérateur et ralentisseur ayant des vitesses de propagation des ondes différentes, et plus précisément :
- d’une couche proximale 133, à proximité du transducteur 11 , dans laquelle la vitesse de propagation des ondes est élevée, et
- d’une couche distale 134, à proximité du tissu cérébral d’intérêt à traiter, dans laquelle la vitesse de propagation des ondes est faible, permet de favoriser les variations de phase du front d’onde de (ou des) ondes acoustique(s) générée(s) par le transducteur 11 .
Par ailleurs, le fait que la couche proximale 133 ait une première vitesse de propagation des ondes élevée et que la couche distale ait une deuxième vitesse de propagation faible (i.e. C2 très inférieure à ci) permet de limiter l’épaisseur de la lentille acoustique 13, ce qui est souhaitable dans le cadre de son utilisation dans un dispositif implantable.
Plus précisément, l’épaisseur e de la lentille acoustique est fonction des première et deuxième vitesses de propagation ci , C2 selon la formule suivante :
Figure imgf000013_0001
Où :
- f est la fréquence,
- ci et C2 sont les vitesses du son dans les couches proximale et distale.
Ainsi, la différence entre les première et deuxième vitesses de propagation ci, C2 a une incidence sur l’épaisseur e de la lentille acoustique : plus cette différence est importante (ci élevé, C2 faible) plus l’épaisseur e de la lentille acoustique est réduite.
Pour moduler la phase du front d’onde des ondes générées par le transducteur 11 auquel la (ou les) lentille(s) acoustique(s) est (sont) associée(s), la couche proximale 133 peut être façonnée selon différentes formes. Notamment, la couche proximale 133 peut présenter un profil transversal en dents de scie (tel qu’illustré à la figure 5), ou en colonnettes (tel qu’illustré à la figure 6). Bien entendu, l’homme du métier aura compris que les dimensions et formes de ces « dents de scie » ou « colonnettes » dépendent de l’application visée pour la lentille acoustique (aplanissement du front d’onde, modification de l’orientation et/ou de la direction de propagation du front d’onde, etc.). Dans tous les cas, l’homme du métier saura adapter la forme de la couche proximale 133 en fonction de l’application visée. Le fait que le profil transversal de la couche proximale 133 soit agencé en dents de scie ou en colonnette permet de limiter l’épaisseur de celle-ci sur le même principe que les lentilles à échelon dites de « lentilles de Fresnel ».
3.2. Couche proximale
Le matériau accélérateur constituant la couche proximale 133 peut avantageusement inclure une matrice polymère 1331 chargée en microsphères creuses 1332. Comme il ressortira dans la suite, l’intégration de microsphères creuses 1332 dans une matrice polymère 1331 permet d’obtenir un matériau :
- ayant une vitesse de propagation des ondes « élevée » (supérieure à la vitesse de propagation des ondes dans le tissu cérébral d’intérêt à traiter),
- tout en conservant une impédance acoustique proche de celle du tissu cérébral d’intérêt à traiter.
3.2.1. Matrice polymère
La matrice polymère 1331 peut être choisie parmi :
- des résines polyépoxydes (ou résine époxyde), par exemple une résine Epotek 301-2 (Epoxy Technologies), et/ou
- des matières thermoplastiques à base de Polyéthylène (ou PE), de Poly Méthacrylate de Méthyle Acrylique (ou PMMA), de PolyEtheréthercétone (ou PEEK, acronyme anglo-saxon du terme “PolyEtherEtherKetone”), de PolyEthercétonecétone (ou PEKK, acronyme anglo-saxon du terme “PolyEtherKetoneKetone”), de Copolymère de Cyclo Oléfine (ou COC, acronyme anglo-saxon du terme “Cyclic Olefin Copolymer”), de Polymère de Cyclo Oléfine (ou COP, acronyme anglo-saxon du terme “Cyclic Olefin Polymer"’), de Polycarbonate (ou PC), de PolyAmide (ou PA), de PolyPropylène (ou PP), de polymères à cristaux liquides (ou LCP, acronyme anglo-saxon du terme “Liquid Crystal Polymer"), ou de résine Elium® (Arkema).
La matrice polymère 1331 choisie peut présenter une viscosité avant polymérisation comprise entre 100 et 600 cPs à 23 °C, notamment comprise entre 200 et 500 cPs à 23 °C. Ceci permet de faciliter la fabrication de la couche proximale de la lentille acoustique 13. Plus précisément, le choix d’une telle viscosité permet de faciliter la mise en œuvre d’étapes de dégazage et de moulage du procédé de fabrication de la lentille acoustique 13 qui sera décrite dans la suite. Bien entendu, l’homme du métier peut choisir une matrice polymère ayant une viscosité en dehors des plages mentionnées ci-dessus.
3.2.2. Microsohères creuses
Les microsphères creuses 1332 peuvent être des microbilles formées par une coque — en verre ou en matériau thermoplastique tel qu’un copolymère — au sein de laquelle a été emprisonné un composé liquide ou gazeux, tel que de l’air.
Les microsphères creuses 1332 à coque thermoplastique présentent l’avantage de posséder une densité plus faible (densité de microsphères à coque thermoplastique de l’ordre de 40 kg/m3) que les microsphères creuses 1332 à coque de verre (densité de microsphères à coque de verre supérieure ou égale à 100 kg/m3). C’est pourquoi l’utilisation de microsphères creuses 1332 à coque thermoplastique peut être préférée pour la réalisation d’une lentille acoustique 13 de dispositif ultrasonore implantable. Les microsphères creuses 1332 à coque de verre peuvent néanmoins être utilisées, celles-ci ayant également des propriétés intéressantes dans le cadre de la présente invention, notamment en termes de résistance thermique. Ce type de microsphères creuses 1332 est notamment représenté par la gamme des « Expancel » de la société AkzoNobel et est décrit dans le document WO 01/07154. Les microsphères creuses sont par exemple du type « Expancel 920 DET 20 d40 », de densité 40 kg/m3
Il est connu que l’incorporation de microsphère creuses dans une matrice polymère (mousse syntactique) permet d’obtenir un matériau composite à faible densité ayant une atténuation acoustique élevée. Un tel matériau composite est communément utilisé comme absorbant acoustique dans l’eau. De manière surprenant, les inventeurs ont découvert que l’utilisation d’un tel matériau composite peut être avantageux dans une lentille acoustique. En effet, même si l’atténuation acoustique de ce matériau composite rend contre-intuitif son utilisation dans une lentille acoustique, lorsque l’épaisseur de ce matériau composite est limitée, cette atténuation devient acceptable et est largement contrebalancée par les autres propriétés du matériau composite (vitesse élevée, impédance proche de celle de l’eau, optimisation fine des propriétés en ajustant la taille et la dose de sphères, solidité). Une structure de lentille acoustique composée de couches réalisées dans des matériaux accélérateur et ralentisseur à fort contraste de vitesse de propagation du son permet des épaisseurs très fines, et l’utilisation d’une mousse syntactique est donc avantageux.
Pour faciliter l’ajustement de l’impédance acoustique (et éventuellement limiter l’atténuation des ondes acoustiques générées par le transducteur 11) de la lentille acoustique, le diamètre des microsphères creuses (utilisées dans le cadre de la présente invention) est compris entre 10 et 100 microns, préférentiellement entre 20 et 60 microns, et encore plus préférentiellement entre 25 et 50 microns.
Pour réduire l’impédance acoustique du matériau accélérateur obtenu afin qu’elle tende vers l’impédance acoustique du tissu cérébral d’intérêt à traiter, le pourcentage en volume de microsphères creuses 1332 incorporées dans la matrice polymère est compris entre 15 et 75 % du volume de matrice polymère, préférentiellement entre 30 et 60 % du volume de la matrice polymère. Ceci permet d’obtenir une matrice polymère 1331 chargée en microsphères creuses 1332 ayant une impédance acoustique comprise entre 1 ,2 et 1 ,8 MRayl, en utilisant une matrice polymère telle que :
- une résine polyépoxyde dont les impédances acoustiques sont comprises entre 2,6 MRayl et 2,9 MRayl, ou
- du polyéthylène dont l’impédance acoustique est de l’ordre 2 MRayl, ou
- du PMMA dont l’impédance acoustique est de l’ordre 3,2 MRayl, ou
- du PEEK dont l’impédance acoustique est de l’ordre 3,1 MRayl.
En conclusion, l’intégration de microsphères creuses 1332 dans la matrice polymère 1331 permet d’obtenir un matériau accélérateur (dont l’impédance acoustique est proche de celle du tissu cérébral d’intérêt à traiter (soit environ 1 ,5MRayl) et donc présentant un taux de transmission élevé (supérieur ou égal à 70 % des ondes acoustiques générées par le transducteur associé à la lentille acoustique) en minimisant les réflexions acoustiques sur la face proximale 131 de la lentille acoustique 13.
3.3. Couche distale
La couche distale 134 peut être réalisée en un matériau non poreux, avec un fort contraste de vitesse du son par rapport au matériau accélérateur de la couche proximale, c’est-à- dire une vitesse du son faible (<1500 m/s) et éventuellement biocompatible tel que du silicone.
Par exemple, la couche distale 134 peut être réalisée en silicone Wagnersil 26LE, qui présente l’avantage d’être facilement façonnable (en particulier facile à mouler) pour la fabrication de la lentille acoustique.
La couche distale 134 peut s’étendre sur toutes les faces de la couche proximale 133 à l’exception de la face proximale 131. Notamment, la couche distale 134 peut s’étendre à la fois :
- sur la face de la couche proximale 133 opposée à la face proximale 131 , et
- sur les bords de la couche proximale 133. Ceci permet « d’enrober» la couche proximale 133 dans un matériau biocompatible, imperméable et lisse pour rendre la surface extérieure de la lentille plane et sans aspérités. Cela permet en outre de limiter l’inconfort, le risque de blessure des tissus en contact avec l’implant, facilite la décontamination, évite la pousse tissulaire non voulue, provoqué par l’implantation de la lentille acoustique 13 dans le crâne du patient.
3.4. Exemple de procédé de fabrication de la lentille acoustique
3.4.1. Formation du matériau accélérateur constituant la couche proximale
3.4. 1.1. Utilisation de matériau composite existant
Il existe dans le commerce, un matériau composite composé d’une résine polyépoxyde (ou résine époxyde) chargé en microsphères creuses présentant une coque de verre : le Stycast 1090 SI + CAT 24 LV de la société LOCTITE.
Ce type de matériau composite existant peut être utilisé en tant que matériau accélérateur pour la réalisation de la couche proximale 133 de la lentille acoustique 13.
Toutefois, la viscosité importante du Stycast 1090 SI + CAT 24 LV (comprise entre 30 et 50 Pa.s) rend difficile la réalisation de la couche proximale 133, notamment pour le moulage de formes en dents de scie ou en colonnettes de la couche proximale 133 telles qu’illustrées aux figures 5 et 6, dans des conditions de laboratoire.
Par ailleurs, la concentration en microsphères creuses est fixe et ne peut pas être modifiée en fonction de l’application visée.
C’est pourquoi une autre solution peut consister en la fabrication du matériau accélérateur à partir d’une matrice polymère d’une part, et de microsphères creuses d’autre part. Ceci permet d’obtenir un matériau accélérateur de viscosité plus faible (inférieure à 600 cPa.s), ce qui facilite sa manipulation (notamment son dégazage et moulage). 3.4. 1.2. Fabrication du matériau composite
3.4. 1.2.1. Procédé mis en œuyre
Les étapes mises en œuvre pour la fabrication du matériau accélérateur peuvent être les suivantes :
- création de la matrice polymère,
- dégazage sous vide de la matrice polymère créée seule,
- pré-polymérisation de la matrice polymère créée seule 15 min à 80 °C,
- incorporation des microsphères creuses dans la matrice polymère créée,
- dégazage sous vide du mélange composé de la matrice polymère et des microsphères creuses,
- pré-polymérisation du mélange 15 min à 80 °C,
- polymérisation complète 48 h à air ambiant.
L’étape de création de la matrice polymère consiste à mélanger des composants la constituant. La matrice polymère utilisée peut être une résine Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies. La viscosité faible de la résine Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies facilite l’incorporation des microsphères et les étapes de dégazage. Par ailleurs, cette viscosité faible facilite le moulage de la couche proximale. La résine Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies possède également une durée de polymérisation très longue (48 h).
Les microsphères creuses peuvent être des microsphères à coque de verre ou de plastique.
Bien entendu, d’autres matrices polymères ou microsphères peuvent être utilisées. Dans ce cas, les étapes (notamment leur présence ou absence), ainsi que leurs paramètres (par exemple durée et température) doivent être adaptés.
Les étapes de dégazage permettent d’évacuer les bulles d’air formées :
- lors du mélange des composants constituant la matrice polymère pour la créer,
- lors du mélange de la matrice polymère avec les microsphères creuses, - lors de la polymérisation de la résine qui peut engendrer un dégagement gazeux.
Même si l’étape d’incorporation consiste à intégrer des microsphères creuses contenant de l’air dans la matrice polymère, il est préférable de limiter la quantité de bulles d’air formées lors des étapes de création et d’incorporation. En effet, la taille et le nombre de ces bulles d’air n’étant ni contrôlés ni contrôlables, il est préférable de s’affranchir de leur présence pour garantir l’obtention d’un matériau accélérateur ayant une impédance acoustique proche de celle du tissu cérébral d’intérêt à traiter (soit 1 ,5 MRayl) et un taux de transmission élevé (supérieur ou égale à 70 %) des ondes acoustiques générées par le transducteur associé à la lentille acoustique.
Les étapes de pré-polymérisation permettent de faire varier les viscosités de la matrice polymère et du mélange composé de la matrice polymère et des microsphères creuses. Il est ainsi possible de limiter la remontée des microsphères à la surface de la matrice polymère suite à leur incorporation. Les durées (15 minutes) et la température (80 °C) sont choisies de sorte à limiter les risques de dégagement de chaleur susceptibles de dénaturer les microsphères creuses et/ou de déformer la couche proximale suite à son moulage.
3.4. 1.2.2. Matériau accélérateur obtenu
La résine Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies a été choisie en tant que matrice polymère afin de produire un mélange :
- ayant sensiblement les mêmes propriétés que le matériau composite Stycast 1090 SI + CAT 24 LV de la société LOCTITE, mais
- présentant une viscosité plus faible que le matériau composite Stycast 1090 SI + CAT 24 LV de la société LOCTITE.
Les caractéristiques acoustiques pour trois ratios différents de microsphères creuses sont disponibles au sein du tableau ci-dessous.
Figure imgf000021_0001
MCV = Microsphères Creuses de Verre
L’incorporation de microsphères creuses dans la résine polyépoxyde permet d’obtenir un matériau accélérateur d’impédance acoustique (1 ,6 MRayl) plus faible que celle de la résine polyépoxyde seule (2,7 MRayl), tout en gardant une vitesse de propagation des ondes acoustiques relativement élevée (1974 m/s, au lieu de 2387 m/s pour la résine polyépoxyde seule).
La vitesse de propagation des ondes dans le matériau accélérateur ainsi obtenu ne varie pas plus de 20 % par rapport à celle de la résine Epoxy 301-2 Henkel seule, en conservant une charge maximale de 50%vol en microsphères.
L’incorporation de 30 % de microsphères creuses permet d’obtenir un matériau accélérateur ayant de très bonnes caractéristiques acoustiques. Les microsphères augmentent l’atténuation de l’échantillon et réduisent également la vitesse de propagation des ondes ultrasonores.
Les microsphères permettent de diminuer la densité (impédance = densité x vitesse) du matériau accélérateur. Dans le cas du matériau accélérateur, la densité se calcule en fonction des densités des microsphères creuses et de la résine polyépoxyde ainsi que de leur rapport volumique.
Aux vues des propriétés du PMMA et du PEEK, il serait intéressant d’envisager la même approche avec une version non polymérisée de ces deux matériaux et de considérer également d’autres polymères thermodurcissables. En effet, le PMMA et le PEEK possèdent des atténuations bien plus faibles que les résines polyépoxydes, pour une densité similaire et une vitesse de propagation des ondes acoustiques plus élevée.
Ainsi, l’utilisation de PMMA ou de PEEK pour la réalisation du matériau accélérateur formant la couche proximale permet l’obtention d’une lentille acoustique plus fine et moins atténuante qu’avec une résine polyépoxyde.
3.4.2. Fabrication de la lentille acoustique
À partir du matériau accélérateur obtenu, il est possible de réaliser la couche proximale 133 par moulage, la forme du moule étant déterminable par modélisation tridimensionnelle (3D) en fonction de l’application visée.
En référence à la figure 7, un exemple de moule M est illustré. Un modèle numérique a permis de déterminer le déphasage et donc la forme adéquate permettant de défléchir de 30° un faisceau d’ondes ultrasonores générées par un transducteur plan émettant à 1 MHz.
Le moule M illustré à la figure 7 a été imprimé en utilisant une imprimante 3D ainsi que les résultats de la modélisation réalisée.
Une fois le moule M imprimé, le matériau ralentisseur formant la couche distale 134 peut être déversé dans le moule M. Le matériau ralentisseur est d’abord préparé, dégazé sous vide dans un récipient puis versé dans le moule M. Après durcissement (i.e. après polymérisation), la couche distale 134 peut être démoulée. Cette couche distale 134 démoulée constitue une empreinte pour la formation de la couche proximale 133.
Plus précisément, le matériau accélérateur peut être déversé dans la couche distale 134 démoulée. Un pistolet thermique peut être utilisé pour éliminer les bulles remontant à la surface du matériau accélérateur. Une fois versé dans le moule, le matériau accélérateur peut subir une étape de dégazage additionnelle.
On obtient ainsi la lentille acoustique 13, telle qu’illustrée aux figures 8a à 8c, celle-ci étant plane sur ses faces proximale et distale 131 , 132. La lentille acoustique 13 obtenue présente une épaisseur comprise entre 3,8 et 4 mm. Optionnellement, une couche de parylène peut être déposée sur les couches proximale et distale 133, 134.
En résumé, la fabrication de la lentille acoustique 13 peut comprendre les étapes suivantes :
- détermination de la forme souhaitée pour les couches proximale 133 et distale 134 en fonction de l’application visée,
- réalisation du moule M à partir de la forme déterminée, par exemple par impression 3D,
- déversement du matériau ralentisseur à l’état liquide dans le moule M pour former la couche distale 134,
- durcissement et démoulage de la couche distale 134,
- déversement du matériau accélérateur dans la couche distale 134 et durcissement du matériau accélérateur pour former la lentille acoustique 13.
3.4.3. Performances
Une lentille acoustique telle que décrite précédemment (incluant une couche proximale composée d’un mélange de résine Epo-tek® 301-2 Epoxy Technologies et de microsphères creuses de plastique et une couche distale composée de silicone Wagnersil 26LE) a été associée à un transducteur plan pour étudier les performances associées à celle-ci.
Plus précisément, un champ acoustique généré par un ensemble comprenant :
- un transducteur 11 incluant une face avant 112 au niveau de laquelle sont générées les ondes acoustiques, et une face arrière 113 opposée à la face avant 112, et
- une lentille acoustique 13 dont la face proximale 131 est en contact avec la face avant 112 du transducteur 11 , a été mesuré.
La lentille acoustique 13 permet de défléchir de 30° le faisceau acoustique généré par le transducteur 11. Comme illustré Figure 9, 90 % de l’énergie émise par l’ensemble composé du transducteur 11 et de la lentille acoustique 13 se propage selon la direction souhaitée. La géométrie du champ est globalement conservée et uniquement désaxée.
L’atténuation de la lentille acoustique 11 résulte ici en une diminution allant de 30 à 60 % de la pression acoustique maximale générée, en comparaison des capacités du transducteur 11 seul. Une optimisation du procédé de fabrication de la lentille acoustique 13 permet de réduire cette perte de puissance, en conservant ces mêmes matériaux.
4. Exemple de dispositif ultrasonore implantable incluant au moins une lentille acoustique
En référence à la figure 10, un premier exemple de dispositif ultrasonore est illustré. Ce dispositif ultrasonore implantable comprend un unique transducteur 11 associé à une lentille acoustique 13 fixée sur sa face avant 112.
Le transducteur 11 peut être de toute technologie connue de l’homme du métier. Par exemple, le transducteur 11 peut être de type CMUT (ou « Capacitive Micro Usined Transducer ») PMUT (« Piezoelectric MUT ») ou MMUT (Magnetostrictive MUT). En variante, le transducteur peut être un transducteur piézoélectrique (PZT) ou un transducteur piézocomposite, etc.
Dans le mode de réalisation illustré à la figure 10, le transducteur 11 comporte une lame d’adaptation 114 quart d’onde dont la face opposée à l’élément électro-acoustique 111 forme la face avant 112.
La face proximale 131 de la lentille acoustique 13 est fixée par collage sur la face avant 112 du transducteur 11 .
Les formes et dimensions des couches proximale et distale 133, 134 définissent une loi de phase pour la modulation de phase du front d’onde ultrasonore produit par le transducteur 11. La loi de phase implémentée dépend de l’indication et du tissu cérébral d’intérêt ciblé, par exemple : déflexion pour cibler une zone du tissu cérébral d’intérêt qui n’est pas située sous le dispositif ultrasonore implantable 1 (i.e. une zone du tissu cérébral ne s’étendant pas sous le trou de trépan effectué dans le crâne du patient), focalisation simple ou multiple du faisceau ultrasonore généré par le transducteur, pour cibler des zones précises du tissu cérébral d’intérêt, défocalisation du faisceau ultrasonore généré par le transducteur (divergence) pour cibler une zone large du tissu cérébral d’intérêt.
La loi de phase peut être implémentée selon différentes techniques. En particulier, la loi de phase peut être :
- calculée géométriquement,
- calculée par des techniques de « time reversai » ou d’holographie acoustique, simulées ou mesurées,
- bornée entre -pi et pi, ou entre -2*pi et 2*pi (partiellement déroulée),
- continue (« en dent de scie »), ou discrétisée (marches d’escalier/colonnes) Dans le mode de réalisation illustré à la figure 10, la lentille acoustique 13 possède une unique loi de phase continue sur toute sa surface, ladite loi de phase ayant été calculée pour induire une focalisation du faisceau ultrasonore généré par le transducteur.
En référence à la figure 11 , on a illustré un deuxième exemple de dispositif ultrasonore 1 . Le transducteur 11 comprend :
- un unique élément électro-acoustique 111 ,
- quatre électrodes intérieures 116a, 116b, 116c, 116d adjacentes formant face arrière du transducteur et
- une électrode extérieure 117 formant face avant du transducteur (i.e. la face externe du tube).
Dans le mode de réalisation illustré à la figure 11 , quatre lentilles acoustiques 13a, 13b, 13c, 13d ayant chacune une loi de phase respective (différentes des autres lois de phase) sont associées au transducteur 11 .
En référence à la figure 12, un troisième exemple de dispositif ultrasonore implantable est illustré. Le transducteur 11 comprend quatre éléments électro-acoustiques 111a, 111 b, 111c, 111d associés chacun à des électrodes respectives (non représentées).
Dans le mode de réalisation illustré à la figure 12, une unique lentille acoustique 13 ayant une loi de phase continue sur toute sa surface est associée au transducteur 11 pour défléchir de 30° le faisceau d’ondes ultrasonores générées par le transducteur.
5. Conclusions
La lentille acoustique 13 décrite précédemment permet de modifier la phase du front d’ondes acoustiques générées par le transducteur 11 selon une loi de phase déterminée en fonction de l’application visée. La présence d’une couche proximale 133 de matériau accélérateur incluant une matrice polymère 1331 chargée en microsphères creuses 1332 permet de réaliser une lentille acoustique 13 dont l’épaisseur est comprise entre 0,5 et 4 mm (de préférence inférieure à 2 mm), qui la rend compatible avec une utilisation dans un dispositif ultrasonore implantable.
Par ailleurs, la présence d’une couche distale 134 en matériau ralentisseur, tel que de la silicone, permet à la lentille acoustique 13 d’être biocompatible, lisse et non poreuse sur sa face distale, ce qui la rend également compatible avec une utilisation dans un dispositif ultrasonore implantable.
La lentille acoustique 13 ainsi obtenue présente avantageusement :
- un taux de transmission élevé (supérieur ou égal à 70 % des ondes acoustiques générées par le(s) transducteur(s) associé(s) à la lentille acoustique), et
- une impédance acoustique proche de celle du tissu cérébral d’intérêt à traiter (de l’ordre de 1 ,5 MRayl).
Cette lentille acoustique 13 présente en outre d’autres avantages tels que le fait d’être compatible IRM, stable dans le temps, stable à la stérilisation (par exemple à l'oxyde d'éthylène) et stable à l’irradiation de radiothérapie.
Le lecteur aura compris que de nombreuses modifications peuvent être apportées à l’invention décrite précédemment sans sortir matériellement des nouveaux enseignements et des avantages présentés ici.

Claims

REVENDICATIONS
1. Dispositif implantable (1) au niveau d’une ouverture ménagée dans la boîte crânienne d’un patient, le dispositif implantable (1) comprenant :
- au moins un transducteur (11 ) pour la génération d’ondes ultrasonores, le transducteur (11) incluant une face avant (112) destinée à être positionnée en regard d’un tissu d’intérêt à traiter, et une face arrière (113) opposée à la face avant (112),
- au moins une lentille acoustique (13) pour modifier la phase du front d’ondes ultrasonores générées par l’au moins un transducteur (11 ), l’au moins une lentille acoustique (13) incluant une face proximale (131) en contact avec la face avant (112) de l’au moins un transducteur (11) et une face distale (132) destinée à être positionnée en regard d’un tissu d’intérêt à traiter, la face distale (132) étant opposée à la face proximale (131), caractérisé en ce que l’au moins une lentille acoustique (13) comprend :
- une couche proximale (133) composée dans un matériau accélérateur incluant une matrice polymère (1331) et des microsphères creuses (1332), le matériau accélérateur ayant une première vitesse de propagation des ondes générées par le transducteur (11) supérieure à 1500m/s, et
- une couche distale (134) composée dans un matériau ralentisseur, le matériau ralentisseur ayant une deuxième vitesse de propagation des ondes générées par le transducteur (11) inférieure à 1500m/s.
2. Dispositif implantable selon la revendication 1 , dans lequel l’au moins une lentille acoustique (13) est dépourvue de matériau ralentisseur entre la face avant (112) et la couche proximale (133).
3. Dispositif implantable selon l’une quelconque des revendications 1 ou 2, dans lequel la couche proximale (133) de l’au moins une lentille acoustique (13) a un profil transversal en dents de scie et/ou en colonnettes, la forme et les dimensions des dents de scie et/ou des colonnettes dépendant d’une loi de phase pour modifier la phase du front d’ondes ultrasonores générées par l’au moins un transducteur (11).
4. Dispositif implantable selon l’une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel la matrice polymère est choisie parmi une résine polyépoxyde, ou une matrice thermoplastique à base de Polyéthylène (PE), ou une matrice à base de Poly Méthacrylate de Méthyle Acrylique (PMMA), ou une matrice à base de PolyEtheréthercétone (PEEK), ou une matrice à base de PolyEthercétonecétone (PEKK), ou une matrice à base de Copolymère de Cyclo Oléfine (COC), ou une matrice à base de Polymère de Cyclo Oléfine (COP), ou une matrice à base de Polycarbonate (PC), ou une matrice à base de PolyAmide (PA), ou une matrice à base de PolyPropylène (PP), ou une matrice à base de polymères à cristaux liquides (LCP), ou une matrice à base de résine Elium® (Arkema).
5. Dispositif implantable selon l’une quelconque des revendications 1 à 4, dans lequel chaque microsphère creuse consiste en une microbille ayant une coque dans laquelle a été emprisonné un composé gazeux, ladite coque étant en verre ou en plastique.
6. Dispositif implantable selon l’une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel le pourcentage en volume de microsphères creuses (1332) incorporées dans la matrice polymère (1331) est compris entre 15 et 75 % du volume de matrice polymère (1331), préférentiellement entre 30 et 60 % du volume de la matrice polymère (1331).
7. Dispositif implantable selon l’une quelconque des revendications 1 à 6, dans lequel les dimensions des microsphères creuses (1332) sont comprises entre 10 et 100 microns, préférentiellement entre 20 et 60 microns, et encore plus préférentiellement entre 25 et 50 microns.
8. Dispositif implantable selon l’une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel le matériau ralentisseur (134) est de la silicone.
9. Dispositif implantable selon la revendication 3, lequel comprend une pluralité de lentilles acoustiques (13a-13d), chaque lentille acoustique (13a-13d) étant configurée selon une loi de retard respective.
10. Système pour l’imagerie et/ou le traitement d’un tissu cérébral, le système incluant une unité de commande et des moyens de connexion électrique, caractérisé en ce que le système comprend en outre un dispositif implantable (1) selon l’une quelconque des revendications 1 à 9.
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