Brevet FR2799129A1 — publié le 20010406

Les arythmies auriculaires et les tachycardies supraventriculaires, telles que la fibrillation auriculaire, les palpitations auriculaires et une réentrée auriculo-ventriculaire sont des complications post-opératoires usuelles chez des patients subissant une opération chirurgicale du coeur. On estime que pendant les sept à dix premiers jours suivant une opération chirurgicale du coeur, une tachycardie supraventriculaire post-opératoire apparaît chez un nombre de patients atteignant jusqu'à 63 pour cent des patients. Aranki et al. ont indiqué que des patients présentant une fibrillation auriculaire post-opératoire peuvent séjourner à l'hôpital pendant une durée moyenne d'environ quinze jours, alors que les patients ne présentant aucune fibrillation auriculaire postopératoire restent à l'hôpital pendant un séjour d'une durée moyenne d'environ dix jours. On ne sait pas si de tels séjours prolongés d'hospitalisation sont dûs principalement à des arythmies. On se référera à Cardiac Surg. Kirklin W, Barrat-Boyes BC (Eds. ): NY 1003, page 210, "The Importance of Age as a Predicator of Atrial Fibrillation and Flutter after Coronary Artery By-pass Grafting", Leitch et al., J. Thorac. Cardiovasc. Surg., 1990:100:338-42; "Atrial Activity During Cardioplegia and Postoperative Arrhytmias", Mullen et al., J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 1987 :94:558-65. La présence de telles arythmies, qui chez des patients par ailleurs en bonne santé ne peuvent pas être excessivement graves, peuvent être particulièrement nuisibles pour des patients ayant subi une opération chirurgicale du coeur. L'opération chirurgicale elle-même, les effets d'une anesthésie prolongée ou ces deux facteurs ont déjà fréquemment compromis l'état hémodynamique de tels patients. Des médicaments, que l'on peut utiliser pour empêcher une fibrillation auriculaire post-opératoire, ne sont fréquemment que partiellement efficaces et peuvent avoir des effets nuisibles sur le fonctionnement de la pompe cardiaque. Des tachycardies supra-ventriculaires peuvent en outre conduire à un rythme ventriculaire très irrégulier, ce qui à son tour peut conduire à des conditions hémodynamiques qui s'altèrent même plus encore. Une telle altération est particulièrement grave chez des patients ayant une fonction du ventricule gauche altérée. De telles complications peuvent également présenter un obstacle grave au rétablissement du patient. On se référera par exemple à "Maintenance of Exercise Stroke Volume During ventricular Versus Arical Synchronous Pacing : Role of Contractility", Ausubel et al., Circ., 1985:72(5):1037-43; "Basic Physiological Studies on Cardiac Pacing with Special Reference to the Optimal Mode and Rate After Cardiac Surgery", Baller et al., Thorac. Cardiovasc. Surg., 1981:29:168-73. En raison de la nature grave et pouvant potentiellement nuire à la vie, des conditions précédentes, un traitement post-opératoire vise fréquemment à empêcher des arythmies, comme par exemple au moyen de l'utilisation de médicaments. Cependant on a trouvé que les médicaments ne sont pas toujours efficaces pour empêcher des arythmies. Ainsi, il est fréquemment nécessaire de fournir des moyens pour arrêter des arythmies, qui peuvent apparaître. Un tel moyen usuel est une surstimulation, au sujet de laquelle on donnera plus loin de plus amples détails. Si une fibrillation auriculaire post-opératoire s'avère avoir des conséquences hémodynamiques inacceptables -ou entraîne des symptômes graves et si elle ne s'arrête pas spontanément ou si des médicaments anti-arythmie sont inefficaces pour la traiter, une cardioversion externe ou une défibrillation auriculaire peut être requise. Mais la défibrillation auriculaire externe, bien qu'en général efficace comme traitement, peut avoir des effets secondaires graves. Tout d'abord et contrairement à la défibrillation ventriculaire, lors de laquelle une conversion à rythme sinusal normal peut se produire après le premier choc, la défibrillation auriculaire ne peut pas être obtenue avant que plusieurs chocs aient été appliqués au patient. C'est pourquoi la contraction ventriculaire se poursuit pendant une tachycardie supraventriculaire. En raison des grandes quantités d'énergie, qui doivent être délivrées lors d'une défibrillation externe (par exemple 40 à 360 joules), les chocs ne sont pas bien tolérés par des patients conscients. C'est pourquoi la défibrillation externe est exécutée de préférence sous anesthésie générale ou au moins lorsqu'on a administré un sédatif au patient. L'utilisation de l'anesthésie est un autre facteur de risque pour le patient. Une défibrillation externe requiert une énergie relativement élevée étant donné que la source électrique n'est pas positionnée directement sur le tissu cardiaque et, au lieu de cela, doit passer par la poitrine, qui tend à dissiper l'énergie. Au contraire, une défibrillation auriculaire appliquée de façon interne, comme celle pouvant être produite pendant une opération chirurgicale au moyen de tiges de défibrillation placées directement sur le coeur, requiert une énergie nettement plus faible étant donné que l'énergie électrique de défibrillation est appliquée uniquement au tissu qui requiert d'être défibrillé. En réalité la défibrillation auriculaire directe peut être réalisée avec des impulsions de seulement 1 joule contrairement aux impulsions de 40 joules et plus requises pour une défibrillation externe. On se référera par exemple à Kean D. NASPE abs. 246, PACE, Avril 1992, partie II, page 570. Les taux de succès de défibrillation dépendent en général de la quantité d'énergie délivrée. Plus la quantité d'énergie est faible, plus le taux de succès de défibrillation est faible et plus le nombre de chocs, qui doivent être appliqués pour obtenir une défibrillation réussie, est élevé. Au contraire, dans le cas de la défibrillation auriculaire directe, lors de laquelle une énergie est appliquée directement au coeur, le niveau d'énergie peut être choisi de telle sorte que le patient peut tolérer plus aisément à la fois la quantité d'énergie délivrée et le nombre de chocs requis. Waldo et al. dans "Use of Temporarily Place Epicardial Atrial Wire Electrodes For The Diagnosis and Treatment of Cardiac Arrhythmias Following Open-Heart Surgery", J. Thorac. Cardiovasc. Surg. 1978, vol. 76, N 4, pages 558-65 décrit l'utilisation d'un couple de fils cardiaques temporaires placés sur l'oreillette pour diagnostiquer et traiter des arythmies au moyen d'une stimulation à commande prioritaire antitachycardie. De façon spécifique, les fils cardiaques temporaires étaient suturés sur les parois auriculaires au moment de l'opération chirurgicale appliquée au coeur. Une fois que le patient était prêt à sortir de l'hôpital, les fils étaient retirés par traction ou tirage appliqué à l'extrémité externe. On se référera par exemple au fil médical temporaire décrit dans le brevet US N 5 527 358 ayant pour titre "Temporary Medical Electrical Lead" de Mehmanesh et al. Il s'est avéré que la stimulation post-opératoire temporaire auriculaire et ventriculaire avec des fils cardiaques temporaires traite avec succès de nombreuses arythmies post-opératoires. En tant que tel, la procédure est devenue très répandue - au moins 100 000 procédures de ce type sont mises en oeuvre chaque année. La procédure n'est pas sans problème, même lorsque les fils cardiaques les plus récents sont fixés directement au myocarde à titre d'exemple, une stimulation prioritaire antitachycardie temporaire n'est pas toujours efficace pour arrêter des arythmies auriculaires post-opératoires ou des tachycardies supraventriculaires post-opératoires. Par conséquent des fils cardiaques temporaires perfectionnés sont requis. La présente invention est basée sur certains objectifs. C'est-àdire que différentes formes de réalisation de la présente invention apportent des solutions à un ou plusieurs problèmes de l'art antérieur concernant des fils implantables de stimulation et/ou de défibrillation et des médicaments anti-arythmie, antalgiques ou anti-infectieux classiques, ceci incluant un ou plusieurs des cas suivants : (a) patients manifestant des arythmies post-opératoires et/ou une douleur, qui ne peut pas être traitée de façon adéquate grâce à la seule utilisation de fils médicaux temporaires et d'impulsions électriques de défibrillation; (b) patients manifestant des arythmies post-opératoires et/ou une douleur, et que l'on ne peut pas traiter de façon adéquate moyennant l'utilisation de médicaments anti-arythmiques ou antalgiques délivrés par voie intraveineuse ou orale; et (c) patients développant des infections bactériennes, virales ou d'autres infections post-opératoires du coeur, associées à des implants. Différentes formes de réalisation de la présente invention présentent certains avantages incluant un ou plusieurs des suivants : possibilité d'utiliser des niveaux d'énergie de défibrillation plus faibles ; (b) possibilité d'utiliser un moins grand nombre d'impulsions de défibrillation; (c) administration localisée plus efficace de médicaments thérapeutiques ou de médicaments antalgiques au coeur d'un patient, et (d) une administration localisée plus rapide de médicaments thérapeutiques ou antalgiques au coeur d'un patient. Différentes formes de réalisation de la présente invention présentent certaines caractéristiques incluant ce qui suit : (a) un bloc de montage pour électrodes formé de collagène ou biodégradable, chargé avec un ou plusieurs médicaments anti-arythmiques ; (b) un bloc de montage pour électrodes formé de collagène ou biodégradable chargé par un ou plusieurs médicaments antalgiques ; (c) un bloc de montage pour électrodes formé de collagène ou biodégradable, chargé un ou plusieurs médicaments antibiotiques ou antiviraux ; (d) un procédé pour fabriquer un bloc de montage pour électrodes formé de collagène ou biodégradable, chargé par un médicament, et qui se dissout et disparaît dans le corps d'un patient d'un intervalle de temps post-opératoire prédéterminé, qui permet l'exécution des fonctions du bloc, à savoir réaliser une stimulation électrique et délivrer un médicament. De façon plus précise, l'invention concerne un fil électrique médical temporaire pour la stimulation ou la défibrillation du coeur d'un patient, ce fil possédant des extrémités distale et proximale, caractérisé en ce qu'il comprend : (a) un corps de fil possédant des extrémités proximale et distale et comprenant: (i) au moins un conducteur électrique possédant des extrémités proximale et distale; (ii) une gaine isolante formée d'un matériau biocompatible et électriquement isolant, la gaine s'étendant sur et recouvrant au moins des parties du ou des conducteurs électriques; (b) un ensemble formant connecteur électrique fixé à l'extrémité proximale du ou des conducteurs électriques pour la connexion à un dispositif apte à délivrer des impulsions de stimulation ou de défibrillation au moyen de ce ou ces conducteurs; (c) un bloc de montage pour électrodes disposé à proximité de l'extrémité distale du corps du fil, l'électrode distale du ou des conducteurs électriques et/ou un élément formant électrode fixé à une extrémité distale du ou des conducteurs électriques étant rattachés au bloc de montage pour électrodes ou y étant intégrés, le bloc de montage pour électrodes comprenant un matériau biodégradable et biocompatible soluble dans des fluides corporels du corps humain, le matériau constituant une matrice possédant des vides ou espaces ouverts disposés en son intérieur, et (d) un médicament pour le traitement d'un état médical du coeur du patient, le médicament étant incorporé dans ou disposé sur ou dans au moins des parties de la matrice et étant libéré dans des fluides corporels à la suite de l'implantation du bloc à l'intérieur du corps du patient au voisinage du coeur. Selon une autre caractéristique de l'invention, le matériau biodégradable et biocompatible comprend du collagène. Selon une autre caractéristique de l'invention, le matériau biodégradable et biocompatible comprend du collagène réticulé. Selon une autre caractéristique de l'invention, le matériau biodégradable et biocompatible est choisi dans le groupe comprenant l'albumine, la soie, la poly(L)lysine, la fibrine, l'élastine, l'acide hyaluronique, des sels de l'acide hyaluronique, des glycos-aminoglycanes, des polysaccharides, le polyacide lactique, le polyhydroxybutyrate, les poly eslen amides, la kératine, les sulfates de chondroïtine, le sulfate de dermatan, le sulfate de karatan, l'héparane, le sulfate d'héparane, des substituts de l'héparane, la cellulose, des dérivés de la cellulose, l'amidon, la gélatine, des dextranes, des dérivés de dextranes, l'héparine, des substituts de l'héparine, la chitine, le chitosan, un polyester aliphatique, un polyamide, un polyesteramide, un polyorthoester, un polyanhydride, du polyphosphazène, du poly(acide glycolique), le poly(acide L-lactique), le poly(acide DL-lactique), la poly(pdioxanone), la poly(s-caprolactone), le poly(acide 3-hydroxypropionique), le poly(acide 3-hydroxybutyrique), un poly(acide a-malique), le poly(acide (3-malique), le poly(ester de sérine), des équivalents synthétiques ou des dérivés des substances précédentes, et des combinaisons et des mélanges des substances précédentes. Selon une autre caractéristique de l'invention, le bloc de montage pour électrodes comporte un ou plusieurs trous, qui le traversent. Selon une autre caractéristique de l'invention, le bloc de montage pour électrodes possède une épaisseur comprise entre environ 2 mm et environ 3 mm, ou entre environ 1 mm et environ 4 mm, ou entre environ 0,5 mm et environ 5 mm. Selon une autre caractéristique de l'invention, l'ensemble formant connecteur électrique comprend une aiguille de perforation pouvant être rompue. Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament est un médicament anti-arythmie Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament anti-arythmie est choisi dans le groupe comprenant la quinidine, la procaïnamide, la disopyramide, la lidocaïne, la mexilétine, la propafénone, la flencaïnide, un agent antagoniste béta-adrénergique, le brétylium, le sotalol, l'amiodarone, l'ibutilide, le verparmil, le dialtazem et l'andénosine. Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament est un médicament anti-inflammatoire. Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament anti-inflammatoire est choisi dans le groupe constitué par le dexaméthasone, le phosphate de dexaméthasone, un stéroïde, l'ibuprofène, l'aspirine et la baclométhasone. Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament est un médicament antibiotique. Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament antibiotique est choisi dans le groupe comprenant la génamyacine, la pénicilline, la méthacilline et la tétracycline. Selon une autre caractéristique de l'invention, le médicament est choisi dans le groupe comprenant un anesthésique local et un agent antalgique. L'invention a trait en outre à un dispositif médical temporaire servant à stimuler électriquement le coeur d'un patient et comportant des extrémités distale et proximale, caractérisé en ce qu'il comprend : (a) un corps de fil possédant des extrémités proximale et distale et comprenant: (i) au moins un conducteur électrique possédant des extrémités proximale et distale; (ii) des moyens d'isolation électrique formés d'un matériau biocompatible et électriquement isolant, la gaine s'étendant sur et recouvrant au moins des parties du ou des conducteurs électriques; (b) des moyens électriques de raccordement fixés à l'extrémité proximale du ou des conducteurs électriques pour la connexion à des moyens pour délivrer des impulsions de stimulation électrique des impulsions de stimulation ou de défibrillation au moyen de ce ou ces conducteurs ; (c) des moyens pour fixer une électrode de stimulation au coeur du patient, disposés à proximité de l'extrémité distale du corps du fil, l'électrode distale du ou des conducteurs électriques et/ou un élément formant électrode fixé à une extrémité distale du ou des moyens de conduction électrique étant rattachés aux moyens de fixation d'électrodes ou y étant intégré, les moyens de fixation d'électrodes comprenant un matériau biodégradable et biocompatible soluble dans des fluides corporels du corps humain, le matériau constituant une matrice possédant des vides ou espaces ouverts disposés en son intérieur, et (d) un médicament pour le traitement d'un état médical du corps du patient, le médicament étant incorporé dans ou disposé sur ou dans au moins des parties de la matrice et étant libéré dans des fluides corporels à la suite de l'implantation du bloc à l'intérieur du corps du patient au voisinage du coeur. D'autres caractéristiques et avantages de la présente invention ressortiront de la description donnée ci-après prise en référence aux dessins annexés, sur lesquels: - la figure 1 représente une vue en plan d'une forme de réalisation d'un fil selon la présente invention, connecté à un générateur externe d'impulsions et au coeur d'un patient; - la figure 2 représente une vue en plan d'une forme de réalisation d'un fil selon la présente invention; - la figure 3 représente des vues en plan de différentes formes de réalisation de l'extrémité distale du fil selon la présente invention; - la figure 4 représente une vue en coupe du bloc de montage et de l'électrode associée de la figure 2; - la figure 5 représente des données comparatives de variation de l'impédance en fonction de l'énergie pour un-fil selon la présente invention et pour deux fils de l'art antérieur ; - la figure 6 représente le résultat d'une analyse calorimétrique d'un type de matériau formé de collagène appliqué dans la présente invention ; - la figure 7 représente la température au début de la dénaturation, qui apparaît dans un matériau formé de collagène réticulé selon la présente invention; - la figure 8 montre des profils comparatifs de digestion pour des matériaux formés de collagène réticulé et non réticulé; - la figure 9 illustre un procédé de fabrication d'un fil selon la présente invention; - la figure 10 représente un procédé d'implantation et de retrait d'un fil selon la présente invention ; - la figure 11 représente un procédé de chargement d'un médicament dans un bloc de montage pour électrodes selon l'invention. Les dessins ne sont pas nécessairement à l'échelle. Des chiffres de référence identiques désignent des parties identiques ou des pas identiques sur l'ensemble des dessins. La figure 1 représente une vue en plan d'une forme de réalisation d'un fil 1 selon la présente invention. Un générateur externe d'impulsions 2 est connecté au coeur 3 d'un patient par le fil 1. Le fil 1 comprend trois sections : ensemble formant connecteur 4, un corps de fil 5 et un ensemble d'électrodes 6. De façon typique on fixe deux fils au coeur : fixe un fil à la paroi auriculaire gauche et l'autre à la paroi auriculaire droite. Puis des impulsions de défibrillation sont appliquées entre les deux électrodes à travers les oreillettes de gauche et de droite. L'ensemble formant connecteur 4 raccorde le fil 1 au générateur externe d'impulsions 2, qui peut par exemple être un stimulateur cardiaque externe, un stimulateur externe pour un nerf ou un muscle ou un défibrillateur externe. L'ensemble formant connecteur 4 peut être similaire à n'importe lequel des types bien connus de connecteurs décrits dans l'art antérieur, comme par exemple les connecteurs à aiguille pouvant être rompue décrit dans le brevet US N 5 527 358, le brevet US N 5 871 528 et le brevet US N 5 792 217. L'ensemble formant connecteur 4 peut comporter par exemple une aiguille en acier inoxydable détachable, qui comporte un renfoncement qui est adapté pour un doigt dans un ensemble de broche. L'aiguille détachable prévue sur l'ensemble à broche permet le passage de l'ensemble formant connecteur 4 depuis l'intérieur du corps à travers la peau du patient en direction de l'extérieur du corps. On peut ensuite casser l'aiguille détachable en un point de rupture pour permettre le raccordement de l'ensemble de broche au générateur externe d'impulsions 2. Selon une autre variante, l'ensemble formant connecteur 4 peut être l'un de plusieurs types bien connus dans la technique et approprié pour connecter électriquement l'extrémité proximale du fil 1 et l'extrémité proximale du conducteur électrique 21 à des générateurs implantables d'impulsions (IPG) tels que des défibrillateurs implantables, des défibrillateurs-stimulateurs cardiaques implantables (PCD), des défibrillateurs cardiaques implantables (ICD), des stimulateurs nerveux implantables, des stimulateurs musculaires implantables, des stimulateurs implantables du système gastrique, etc. C'est-à-dire que le fil selon la présente invention n'est pas limité à une utilisation uniquement avec des générateurs externes d'impulsions, mais au lieu de cela, est utilisé également en liaison avec de nombreux types de générateurs implantables d'impulsions. En se référant maintenant à la figure 2, le corps 5 du fil comprend de préférence un manchon extérieur isolant ou gaine extérieure isolante 20 comportant une lumière centrale, qui loge un ou plusieurs conducteurs électriques 21. Des parties de la lumière formant des interstices non remplis, tels que des interstices entre un ou plusieurs conducteurs intérieurs 21, peuvent être remplis par un adhésif médical. Le manchon extérieur 20 peut être réalisé avec n'importe quel matériau biocompatible (et de préférence biostable) approprié, tel que du FEP (polymère formé d'éthylène fluoré), du PTFE (polytétrafluoro-éthylène), un matériau désigné sous le terme PEBAX, un matériau désigné sous le terme TEFZEL, du polyimide, du PVDF (fluorure de polyvinylidène), du polyuréthane, du caoutchouc silicone ou d'autres matériaux appropriés. Le conducteur intérieur ou les différents conducteurs intérieurs 21 sont agencés de façon similaire. Par conséquent il suffit de décrire l'agencement d'un seul conducteur. Le conducteur intérieur 21 comporte de préférence une pluralité de fils toronnés, qui forment le fil 30 à électrode. Dans une forme de réalisation préférée de la présente invention, le conducteur intérieur 21 est un fil toronné en acier inoxydable à filaments multiples. On comprendra naturellement que l'on peut utiliser n'importe quel matériau ou fil approprié pour former le conducteur 21, y compris un fil bobiné ou n'importe quel autre forme de fil formé d'un matériau biocompatible ou d'un métal acceptable, y compris, sans qu'il n'y ait là aucune limitation, des matériaux tels que le platine, le palladium, le titane, le tantale, le rhodium, l'iridium, le carbone, le carbone vitreux et des alliages, mélanges, combinaisons, oxydes et/ou nitrures des matériaux précédents. Naturellement certains matériaux sont incompatibles avec d'autres et ne peuvent en réalité pas être utilisés ensemble. Les limitations des matériaux électriquement conducteurs spécifiques destinés à être utilisés avec d'autres matériaux électriquement conducteurs dans le contexte de l'implantation dans le corps humain sont bien connus dans la technique. Comme cela est mieux visible sur la figure 2, le manchon extérieur ou l'isolant 20 se termine en un emplacement 32 à proximité de l'extrémité distale du fil 1. Au moins un conducteur électrique 21 s'étend entre l'extrémité proximale 7 du fil 1 et l'extrémité distale 9 du fil 1, et s'étend sur le côté distal à partir de l'extrémité distale de l'isolant 20 pour s'achever à proximité ou au niveau de l'extrémité distale 9 de l'ensemble à électrode 6. Sinon, un élément d'électrode discret peut être serti ou fixé d'une autre manière sur l'extrémité distale du ou des conducteurs électriques 21 et s'étendent sur le côté distal pour être fixé ou positionnés dans ou sur un bloc 33 de montage pour électrodes. Quelle que soit la forme de réalisation de la présente invention, au moins un conducteur électrique 21 ou l'élément d'électrode discret constitue une électrode ou des électrodes servant à appliquer une stimulation électrique au tissu cardiaque d'un patient. Bien que la figure 2 représente un seul conducteur électrique fixé au bloc de montage 33, plusieurs conducteurs électriques de ce type peuvent être montés ou fixés à ce bloc. On notera la forme semisinusoïdale de l'extrémité distale du conducteur électrique 21 sur la figure 2. On a découvert qu'une telle forme peut rendre maximale l'étendue en surface du coeur qui peut être défibrillée par l'électrode 30 tout en conservant la possibilité de retrait de l'électrode 30 du bloc 33 au moyen de l'application d'une force de traction non excessive appliquée à l'extrémité proximale du fil 1 par un médecin (de amples détails seront données plus loin à ce sujet). Une modélisation sur ordinateur et des expériences sur des animaux ont confirmé l'efficacité de la configuration d'électrode en serpentin représentée sur les figures 1 et 2. Deux expériences précises sur les animaux ont révélé que les seuils de défibrillation (DFT) obtenus avec une seule électrode formée d'un fil en serpentin du type représenté sur les figures 1 et 2 étaient identiques à ceux obtenus avec un fil de défibrillation temporaire de l'art antérieur comportant trois fils ou électrodes correspondant d'une manière générale au fil décrit dans le brevet US N 5 527 358 décrit précédemment. L'électrode à serpentin formée d'un seul fil selon la présente invention présente les avantages de fournir des coûts réduits en matériau et des coûts réduits de fabrication et d'être moins invasif compte tenu du diamètre plus petit de l'aiguille de perforation, qui permet cela. La figure 3 représente plusieurs formes de réalisation différentes d'un ensemble pour électrode qui peut être utilisé en liaison avec la présente invention, incluant plusieurs formes de réalisation, dans lesquelles plus d'un conducteur ou fil électrique 21- est utilisé et fixé au bloc de montage 33. La figure 3 représente des conducteurs électriques 21,22 et 23 disposés selon différents types de configurations sinusoïdale, courbe ou arquée, le long du bloc de montage 33. On notera cependant que la présente invention n'est pas limitée à des formes de réalisation ne comportant pas plus de trois conducteurs électriques disposés sur le bloc de montage 33, et inclut de façon spécifique, dans ses formes de réalisation, l'utilisation de plus de trois conducteurs électriques de ce type. En outre la présente invention n'est pas limitée, dans sa portée, aux formes de réalisation dans lesquelles un ou plusieurs conducteurs électriques fixés au bloc de montage 33 fournissent une configuration de forme sinusoïdale, de forme arquée ou courbe, mais inclut spécifiquement, dans ses formes de réalisation, l'utilisation de configurations rectiligne, triangulaire, rectangulaire, linéaire, non courbe ou non arquée. L'ensemble à électrodes 6 peut se présenter sous l'une quelconque de plusieurs formes de réalisation connues dans la technique, dans lesquelles plus d'un conducteur ou fil électrique 21 est utilisé et fixé au bloc de montage 33. Comme indiqué précédemment, l'ensemble à électrodes 6 comporte de façon plus préférentielle un ou plusieurs conducteurs électriques 21 et un bloc de montage biocompatible et biostable 33. La partie la plus distale de chaque conducteur électrique 21,22 ou 23 possède de façon plus préférentielle un conducteur électrique métallique toronné 30 qui est exposé sur l'étendue de longueur du bloc de montage 33. L'extrémité distale du conducteur électrique 21 est disposée de façon plus préférentielle entre des côtés opposés 32 et 34 du bloc de montage 33, comme représenté sur la figure 4. Dans une forme de réalisation préférée de la présente invention, le conducteur électrique 21 est constitué d'environ 49 fils en acier inoxydable individuels de qualité médicale, qui sont réunis par toronnage de manière à former le conducteur 21 ayant un diamètre nominal D d'environ 0,4 mm (voir figure 3). Dans des formes de réalisation moins préférées de la présente invention, des fils peuvent être tressés ou torsadés conjointement pour former le conducteur 21. En continuant à se référer aux figures 2 et 4, l'épaisseur X du bloc de montage 33 se situe de façon plus préférentielle entre environ 2 mm et environ 3 mm, mais peut également être comprise entre environ 1 mm et environ 4 mm ou entre 0,5 mm et environ 5 mm. D'autres épaisseurs X et des gammes d'épaisseurs correspondantes du bloc de montage 30 sont également envisagées dans la présente invention. La longueur Z du bloc de montage est de préférence et de façon plus préférentielle égale à environ 50 mm, mais peut être n'importe quelle autre longueur appropriée. De façon analogue la largeur Y du bloc de montage est de façon plus préférentielle égale à environ 30 mm, mais peut avoir n'importe quelle autre largeur appropriée. Dans la forme de réalisation préférée de la présente invention représentée sur les dessins de cette dernière, un ou plusieurs conducteurs intérieurs 21 sont représentés comme étant montés dans le bloc de montage 33. On comprendra que de tels conducteurs intérieurs peuvent être montés sur le bloc de montage 33 d'une manière admissible incluant, sans limitation, la suture ou le collage de la totalité ou d'une partie du conducteur intérieur 21 sur des surfaces extérieures 32 ou 34 du bloc de montage 33. Des trous peuvent en outre être prévus dans le plot de montage 33, soit pour exposer certaines parties du conducteur 21 au tissu cardiaque, soit pour réduire la masse du bloc 33. Par conséquent, lorsque l'ensemble à électrode 3 est fixé au tissu cardiaque, des sections intermittentes du conducteur ou de la pluralité de conducteurs sont exposées directement au tissu cardiaque par l'intermédiaire de tels trous. Le bloc de montage 33 peut en outre comporter des zones ou parties de sutures disposées à proximité des coins du bloc 33, qui permettent de suturer le bloc de montage 33 directement sur le coeur 3, comme cela est mieux visible sur la figure 1. Dans une forme de réalisation de la présente invention, le bloc de montage 33 est agencé et formé de collagène, et peut sinon être formé à partir n'importe quel matériau pliant, biodégradable et biostable (nous donnerons de plus amples indications plus loin). Un avantage particulier de la forme de réalisation du bloc de montage selon la présente invention avec du collagène est que, lorsque le bloc de montage 33 est formé par un matériau type collagène approprié, le bloc de montage 33 se dissout ou sinon se dissocie dans le temps après l'implantation dans le coeur humain. Par conséquent, même après le retrait ou l'extraction d'une électrode 30/d'un conducteur intérieur 21 du corps d'un patient, le bloc de montage 33 reste implanté dans le patient, mais disparaît ensuite dans le temps, étant donné qu'il se dissout dans les fluides corporels du corps humain où il est implanté. Le bloc de montage 33 est formé de façon plus préférentielle par un matériau type collagène qui conserve son intégrité structurelle suffisamment longtemps pour permettre l'exécution de la fonction de défibrillation post-opératoire du fil 1. Une fois que l'électrode et le fil ont été détachés et retirés du patient (ce qui se produit de façon typique à n'importe quel moment entre une durée d'un jour à deux semaines à la suite de l'opération, lors de laquelle le fil a été initialement implanté), le bloc de montage 33 commence de façon plus préférentielle à se dissoudre et à se rompre ou se dissocier d'une autre manière, ce qui a pour effet qu'il perd son intégrité structurelle. Le collagène est un matériau biopolymère naturel convenant bien pour être utilisé pour la formation du bloc de montage pour électrodes, biodégradable et biocompatible, selon la présente invention. Le collagène est la protéine structurelle principale chez les mammifères et constitue environ un tiers des protéines totales du corps. En tant que la protéine structurelle principale du corps, le collagène peut transmettre des forces de traction et de compression d'une grande intensité. Compte tenu de l'application de la présente invention, de telles propriétés sont hautement souhaitables. Après l'implantation, un bloc de montage à électrode en collagène selon la présente invention se dégrade par effet enzymatique sous l'effet du clivage de liaisons peptide par la collagénase humaine. Dans une forme de réalisation préférée de la présente invention, la vitesse de dégradation du collagène est réglée au moyen d'une réticulation. La réticulation peut être également utilisée pour améliorer les propriétés mécaniques du bloc de montage pour électrode (de plus amples détails seront donnés plus loin), et en outre réduit avantageusement le caractère antigène du bloc de montage pour électrode. D'autres matériaux biodégradables et biocompatibles convenant pour être utilisés pour la formation du bloc de montage pour électrodes selon la présente invention inclut des matériaux naturels et leurs équivalents ou dérivés synthétiques correspondant, tels que l'albumine, la soie, la poly(L)lysine, la fibrine, l'élastine, des préparations à base d'acide hyaluronique et des sels et dérivés de ces substances, tels que ceux décrits dans le brevet US N 5 128 326, des glycos-aminoglycanes, des polysacharides, la kératine, des sulfates de chondroïtine, sulfate de dermatan, sulfate de karatan, de l'héparan, sulfate d'héparan, des substituts d'héparan, l'héparine, des substituts de l'héparine, la cellulose et ses dérivés, l'amidon, la gélatine, des dextranes et leurs dérivés, la chitine, le chitosan et des combinaisons ou mélanges des produits précédents ou les produits de réactions mettant en oeuvre les produits précédents. D'autres matériaux naturels et synthétiques, biodégradables et biocompatibles, convenant pour être utilisés pour la formation du bloc de montage pour électrode selon la présente invention incluent, sans qu'il n'y ait là aucune limitation, des polyesters aliphatiques, des polyamides, des polyesteramides, des polyorthoesters, des polyanhydrides, des polyphosphazènes, le poly(acide glycolique), le poly(acide L-lactique), le poly(acide DL-lactique), la poly(p-dioxanone), le poly(#-caprolactone), le poly(acide 3-hydroxypropionique), le poly(acide 3-hydroxybutyrique), le poly(acide a-malique), le poly(acide ss-malique), le poly(ester de sérine). Enfin il est juste de dire que d'autres matériaux naturels ou synthétiques, biodégradables et biocompatibles, qu'ils existent actuellement ou dans le futur, seront appliqués et seront appropriés pour la formation d'un bloc de montage pour électrodes biodégradable et biocompatible selon la présente invention. Un bloc de montage pour électrodes comprenant du collagène a été construit en utilisant des blocs de collagène obtenus auprès de la société dite Coletica une société basée à Lyon, France. Ces blocs étaient similaires à une éponge hémostatique fabriquée par Coletica en France, en Espagne et en Italie sous la marque dite "HEMOSTAGENE" et distribués aux Etats Unis d'Amérique par MedChem Products Inc., sous les marques "AVIFOAM" et "ACTIFOAM". On notera que les blocs fournis par Coletica étaient préparés par mise en suspension de collagène dans une solution appropriée, introduction de la suspension dans une boîte métallique de 6 cm x 6 cm, congélation et lyophilisation de la solution contenue dans la boîte, et pressage de l'éponge lyophilisée résultante de manière qu'elle possède une épaisseur de 3 mm entre des plaques, chauffées à 80 degrés Celsius pendant 30 secondes à une pression de 180.105 Pa. Ensuite, on a découpé les blocs à des dimensions appropriés. Lors d'une expérimentation préclinique, on a effectué des mesures d'impédance pour déterminer la conductivité du bloc de collagène. On a comparé trois dispositifs différents: (1) le fil modèle Medtronic N 13004 comportant un bloc de montage pour électrodes en PTFE ; (2) un fil Medtronic modèle N 13004, mais comportant des conducteurs nus et ne comportant aucun bloc de montage pour électrodes, et (3) un fil Medtronic modèle N 13004 comportant un bloc de montage pour électrodes formé de collagène. On a placé les électrodes testées dans un bain d'eau contenant une solution saline de 0,9 % à la température ambiante. On a appliqué des chocs électriques entre les électrodes de test et une électrode de tampon épicardique Medtronic modèle N 6721M. La distance entre les électrodes était réglée à 49 cm. Pour l'application des chocs électriques, on a utilisé un programmateur Medtronic DISD Modèle N 5358 et un programmateur modèle Medtronic N 9790. On a exécuté trois cycles d'expérimentation pour chaque dispositif testé. Les résultats des tests sont représentés sur la figure 5. Au bout de trois heures, on a répété les tests effectués avec le bloc du collagène. On n'a observé aucune différence importante par rapport aux premiers résultats de test obtenus (ce qui indique que le bloc de collagène était hydraté essentiellement instantanément). La figure 5 montre qu'un dispositif comportant le bloc de montage pour électrode en collagène selon la présente invention possède une impédance inférieure à celle d'un dispositif contenant un bloc de montage pour électrodes en PTFE, et présente une caractéristique d'impédance comparable à celle d'un fil nu pour électrode. En d'autres termes, le bloc de montage pour électrodes en collagène selon la présente invention fournit une faible impédance pour le système de fil, ce qui est une caractéristique hautement souhaitable dans un film de défibrillation auriculaire ou ventriculaire temporaire. Après obtention des résultats précédents, on a effectué plusieurs implantations précises chez des moutons pour tester la faisabilité du nouveau concept in vivo. L'objectif à l'étude était de déterminer la valeur DFT d'un fil fabriqué conformément à la présente invention et de déterminer si le bloc d'électrode en collagène selon la présente invention était à même d'empêcher un endommagement électrique de la paroi auriculaire. Au cours d'une petite expérience mettant en oeuvre seulement deux implants dans un mouton, on a mesuré une valeur DFT moyenne de 120 volts (c'est-à-dire 0,8 joule). On n'a observé aucun endommagement marqué des parois auriculaire après avoir appliqué un choc 10 fois à 288 volts (c'est-à-dire 5 joules). On a constaté que la fixation du bloc de montage pour électrodes aux parois de l'oreillette était bonne. Cependant aussitôt après l'implantation, les blocs de collagène ont présenté une contraction principale avec des réductions de longueur et de largeur d'environ 50 %, ce qui a entraîné une exposition partielle des électrodes à fil nu. Une telle perte d'intégrité dimensionnelle n'était pas admissible, et on a étudié la cause sous-jacente de la contraction par calorimétrie pour l'obtention d'informations détaillées concernant la stabilité à la chaleur du matériau formé par le collagène utilisé pour former des blocs de montage pour électrodes. Lorsqu'on chauffe le collagène dans un état hydraté, il se dénature à une température spécifique, qui conduit à une contraction du matériau. Cette contraction apparaît en tant que résultat de la manifestation macroscopique de la transformation de la structure native à triple hélice du collagène en une configuration bobinée aléatoire. On utilise fréquemment la calorimétrie différentielle à balayage (DSC) pour déterminer la température de dénaturation des matériaux formés de collagène. La calorimétrie DSC détermine la différence d'énergie nécessaire pour maintenir un bac à échantillon et un bac de référence à la même température. Le collagène obtenu auprès de Coletica pour former les blocs de montage pour électrode selon la présente invention a été caractérisé en utilisant un appareil Perkin Elmer DSC. On a placé un échantillon de collagène de 5-10 mg dans une cuvette à échantillon DSC en aluminium de 50 ml et présentant une pression interne maximale de 2.105 Pa, à la suite de quoi on a ajouté 5 ml/mg d'un tampon de phosphate de 0,1M (pH = 6,88; 0,05M de Na2HP04, 0,05M de NaH2P04) pour hydrater le collagène. On a recouvert la cuvette à échantillon avec un couvercle approprié et on a serti l'ensemble sous pression. On a utilisé la cuvette à échantillon vide en tant que référence. De façon typique, on a déclenché un cycle à 20 C (température de charge) au bout de 2 minutes, on a chauffé les échantillons jusqu'à 80 C en appliquant une vitesse de chauffage de 2 C/mn. On a utilisé le logiciel du dispositif pour optimiser la collecte de données et calculer les propriétés typiques. Le thermogramme résultant de la figure 6 présente un pic large avec une queue importante. Une telle queue désigne le caractère hétérogène du matériau de test étant donné que des segments courts à triple hélice peuvent aisément se dérouler (ou se dénaturer) plus facilement que des segments de triple hélices longs. Il existe seulement quelques processus qui soient appropriés pour la stérilisation de produits à base de collagène. On ne peut pas utiliser une chaleur humide (ou un passage en autoclave) pour stériliser le collagène étant donné que la protéine hydratée est susceptible de se dénaturer thermiquement. On peut utiliser une stérilisation à base de l'oxyde d'éthylène gazeux (ETO) pour stériliser le collagène dans des conditions humidifiées, à des températures et des pressions élevées. Si des températures utilisées dans la stérilisation ETO ne sont pas accessibles, une faible dénaturation en hélice se produit. L'oxyde d'éthylène réagi avec le collagène. Des pertes des aminoacides que sont la lysine et l'hydroxylysine, en particulier, suggèrent que des groupes amino libres participent à la réaction avec l'oxyde d'éthylène. Il existe simplement un léger doute qu'une telle réaction puisse affecter les propriétés physiques et biologiques du collagène. C'est pourquoi l'uniformité du traitement et de la stérilisation des matériaux formés de collagène est importante. On peut également utiliser un faisceau d'électrons ou une irradiation alpha pour stériliser le produit formé de collagène. Cependant il s'est avéré finalement que de tels procédés de stérilisation du collagène ont un impact important sur la stabilité du collagène. C'est pourquoi en fonction de l'application par un produit particulier, l'irradiation/la stérilisation du collagène peut ne pas être appropriée. On a ensuite utilisé des techniques d'essai pour déterminer des efficacités relatives des trois procédés précédents de stérilisation (c'est-àdire ETO, faisceau d'électrons et stérilisation par irradiation alpha). Les résultats obtenus sont reproduits dans le tableau 1 ci-dessous, dans lequel est évident que la stérilisation réduit en soi la température de dénaturation du matériau formé de collagène. Toutes les températures indiquées dans le tableau 1 sont données en degrés Celsius. Tableau 1: Effet de la stérilisation sur la stabilité du collagène à la chaleur Type de matériau Temp. au Temp. à la Temp. de Temp. début du pic fin du pic pic d'apparition* Référence (non stérilisé) 36,4 59,9- 44,2 39,6 Stérilisé par rayonnement 28,3 52,1 38,7 33,0 gamma Stérilisé par 31,3 50,0 39,4 35,4 faisceau d'électrons Stérilisé par ETO 35,0 57,1 40,9 37,2 * La température de départ est la température, au niveau de laquelle la tangente au point d'inflexion intersecte la ligne de base. Comme le montre le tableau 1 et comparativement au matériau de référence, la stérilisation ETO s'est avérée ne pas modifier le caractère hétérogène du matériau à base de collagène, tandis qu'à la fois l'irradiation par faisceau E et les radiations alpha semblent réduire le caractère hétérogène du matériau formant collagène (par le fait qu'il présente une couche de DSC moins grande). Les observations précédentes en combinaison avec la réduction des températures au début de pic confirment qu'une scission de chaîne se produit dans les molécules de collagène, ce qui a pour effet que des segments en triple hélice plus courts sont introduits dans les fibres de collagène. Ces segments plus courts se déroulent plus facilement pendant le chauffage. Comme indiqué précédemment, la stérilisation ETO modifie de façon chimique le collagène. La modification chimique résultante de la stérilisation ETO, peut réduire la stabilité des segments à triple hélice de sorte que la dénaturation du collagène s'en trouve facilité. Le thermogramme de la figure 6 montre que la dénaturation du collagène stérilisé au moyen de la stérilisation ETO commence à une température, qui est inférieure à la température normale du corps d'un sujet humain. Les données calorimétriques obtenues permettent mieux d'expliquer des découvertes de la première étude d'implantation précise, dans laquelle le bloc de collagène a présenté une contraction principale lors de son contact avec la paroi auriculaire. Ainsi la stérilisation du collagène par de l'ETO est le procédé le plus préférable parmi les trois procédés de stérilisation étudiés. Le tableau 2 ci-dessous fournit des résultats obtenus en utilisant un matériau formé de collagène réticulé, dans lequel toutes les températures sont données en degrés Celsius. Ce tableau 2 montre qu'une réticulation du collagène augmente sa dénaturation. La structure en triple hélice du collagène est stabilisée par des liaisons hydrogène, qui sont instables à la chaleur. L'introduction de réticulation covalente augmente la stabilité de l'hélice triple et par conséquent augmente la température de dénaturation. Dans la présente forme de réalisation, des procédés de réticulation physiques ou chimiques peuvent être utilisés pour réticuler les matériaux à base de collagène. En plus de l'accroissement de la température de dénaturation, la réticulation améliore également la résistance à la biodégradation du matériau, supprime le caractère antigénique et améliore ses propriétés mécaniques. Comme décrit précédemment, on a observé qu'une contraction principale de blocs de montage pour électrodes en collagène non réticulé apparaissait après que les blocs aient été positionnés in vivo contre la paroi auriculaire. De telles pertes de l'intégrité dimensionnelle ont été considérées comme inacceptables. La réticulation avec du carbodiimide soluble dans l'eau a ainsi été effectuée en tant que moyen pour accroître la température de dénaturation et améliorer la stabilité in vivo du bloc de montage pour l'électrode en collagène. Le procédé de réticulation du carbodiimide a été sélectionné pour sa commodité de fonctionnement et parce que les matériaux formés de collagène réticulé avec du carbodiimide présentent en général des propriétés appropriées de biocompatibilité. Le but était d'obtenir une température de démarrage de dénaturation légèrement supérieure à la température du corps, entre environ 40 C et environ 45 C. Les spécifications de réticulation étaient réglées de manière à limiter l'impact que la réticulation aurait sur la caractéristique de biodégradation des matériaux à base de collagène. On a ensuite utilisé des techniques calorimétriques pour permettre une optimisation du processus de réticulation. Après avoir exposé le matériau formé de collagène à différentes concentrations de réactifs de réticulation sélectionnés, on a établi qu'il se produisait une variation conséquente de la température de dénaturation (voir le tableau ci-dessous). Les matériaux réticulés étaient également stérilisés au moyen d'une stérilisation ETO pour la détermination et la prise en compte de la réduction de la température de dénaturation qu'entraîne la stérilisation ETO. Dans le processus de réticulation utilisé pour acquérir les données représentées dans le tableau 2 ci-dessous, on a tout d'abord hydraté un bloc de collagène mesurant environ 50 x 30 mm et possédant une masse d'environ 0,5 gramme dans un bécher PP contenant 50 ml d'une solution tampon à 0,25M de MES (réglée sur un pH=5,0 par addition goutte-à-goutte de 1 M NaOH). Au bout de 30 minutes, on a retiré le bloc de collagène de la solution et on l'a disposé soigneusement sur des torchons exempts de peluches de manière à permettre l'évacuation de la solution tampon en excès. Ensuite on a préparé 50 ml d'une solution tamponnée à 0,25M de MES (pH=5,0) contenant des agents de réticulation EDC (3-éthyl-1-(diaminopropyl)carbodiimide HCI) et du NHS (N-hydroxy-succinimide), et moins de 5 minutes après l'addition de EDC et de NHS à la solution tamponnée, on a immergé le bloc de collagène dans cette solution. On a laissé la réticulation se dérouler pendant 2 heures tout en secouant doucement la solution tamponnée. La suite de la réticulation, on a tout d'abord lavé le bloc de montage pour électrodes dans de l'eau distillée pendant trois fois 15 minutes, puis on l'a rincé dans une solution contenant du 0,1M NaH2P04 pendant 2 heures, puis on l'a rincé trois fois dans de l'eau distillée pendant 15 minutes. Enfin on a évacué l'eau en excès du bloc de montage pour électrodes formé de collagène réticulé et on l'a placé dans un congélateur à une température inférieure à -70 C. Une fois qu'il a été complètement congelé, on a lyophilisé le bloc de collagène pendant une nuit. Tableau 2 : de la réticulation sur la stabilité du collagène à la chaleur Niveau de réticulation Temp. Temp. à Temp. Temp. au début la fin du de pic d'apparition du pic pic Echantillon EDC NHS [: M] [: M] A 60000 24000 66,2 82,2 77,7 68,4 B 12000 12000 53,8 74,2 65,8 60,5 C 6000 6000 57,4 67,9 64,0 60,6 D 3000 3000 56,6 65,4 61,4 58,7 E 1000 1000 49,2 65,2 54,7 50,3 F 100 100 39,9 65,9 49,9 44,3 G 10 10 38,6 65,2 47,6 42,8 Référence 0 0 36,4 59,9 44,2 39,6 Les données correspondant au tableau 2 indiqué ci-dessus sont représentées sur la figure 7, sur laquelle on voit qu'un accroissement immédiat lors de l'apparition de la température d'apparition de la dénaturation apparaît dans des matériaux à base de collagène réticulé selon la présente invention, même pour de faibles concentrations du réactif. Comme décrit précédemment, un accroissement de la température de dénaturation est associé directement à une résistance accrue vis-à-vis d'une biodégradation. Par conséquent, une température initiale s'étageant entre environ 43 C et environ 45 C, pour laquelle la dénaturation commence à se produire, a été déterminée pour l'obtention de résultats satisfaisants dans au moins certaines formes de réalisation de la présente invention. Sur la base de considérations de ce type, on a effectué d'autres expériences en utilisant des matériaux formés de collagène agencés conformément aux conditions et spécifications correspondant à l'échantillon F dans le tableau 2. Des matériaux correspondant aux conditions et spécifications de l'échantillon F ont été choisis de préférence à ceux correspondant à l'échantillon C étant donné que la stérilisation ETO réduit la température à laquelle se produit le début de la dénaturation. Ensuite on a déterminé par des moyens calorimétriques les effets de la stérilisation ETO sur des blocs de montage pour électrodes, formés de collagène réticulé. Le tableau 3 indiqué ci-dessous indique les résultats obtenus, toutes les températures étant indiquées en degrés Celsius. Tableau 3 : de la stérilisation sur la stabilité du collagène vis-à-vis de la chaleur Type de matériau Temp. au Temp. à la Temp. de pic Temp. d'apparition début du pic fin du pic F réticulé (non 39,4 61,7 49,2 43,7 stérilisé) F réticulé (stérilisé avec la stérilisation 38,6 61,7 48,3 41,6 ETO) Le tableau 3 montre, en liaison avec les résultats indiqués dans le tableau 2 donné précédemment, que la réticulation de blocs de montage pour électrodes en collagène, effectuée en utilisant les conditions et spécifications correspondant à l'échantillon F, conduisent à des températures de dénaturation du collagène, qui empêchent ou du moins garantissent d'une manière très substantielle un rétrécissement in vivo du bloc de montage pour électrodes selon la présente invention. Ensuite, on a déterminé par des moyens de digestion du collagène in vitro si le matériau formé de collagène réticulé selon la présente invention et fabriqué conformément aux techniques optimales de réticulation et aux paramètres optimum décrits précédemment a affecté fortement des profils de dégradation enzymatique par rapport à des matériaux formés de collagène de référence non réticulé. A cet effet on a obtenu des profils de dégradation enzymatique pour des matériaux formés de collagène de référence non réticulé ainsi que pour des matériaux formés de collagène réalisés conformément aux spécifications et procédés correspondant à l'échantillon de collagène réticulé F décrit plus haut. Les procédures expérimentales pour la digestion de collagène in vitro étaient les suivantes. Tout d'abord, on a enregistré le poids de bandes individuelles de collagène. On a préparé une solution de collagénase, à la suite de quoi on a immédiatement congelé des quantités de 5 ml à une température inférieure à -18 C. La solution concentrée de collagénase était une solution tamponnée de 0,1 N tris-HCI (Sigma Chemie, Bomem, Belgique), possédant un pH de 7,4 et contenant 5 mM de CaCI2 (Acros Chimica, Gell, Belgique), 0,05 mg/ml de NaN, (MerckSchuchrdt, Darmstadt, Allemande), et 10 U/ml de collagénase (EC 3.4.24.3 ; obtenu à partir de Clostridium histolyticum; type IA, 550 unités/mg de substance solides; Sigma Chemie, Bornem, Belgique. Avant d'utiliser ces quantités, on les a décongelées. On a soumis des bandes de collagène (n=3; environ 0,05 g) à une digestion de collagénase par immersion des bandes individuelles dans 5 ml de solution de collagénase à 37 C (collagénase:collagène = 1 U/mg). Au bout d'une heure la digestion du collagène a été arrêtée par addition de 0,5 ml de 0,25M EDTA (99 % ; Chemica, Geel, Belgique). Ensuite, on a rincé les bandes trois fois pendant 5 minutes dans du 0,1M tris-HCI ayant un pH égal à 7,4, à la suite de quoi on a rincé les bandes à nouveau trois fois pendant 5 minutes dans de l'eau distillée. Enfin on a congelé les bandes pendant 2 heures à environ -80 C et on les a lyophilisées pendant une nuit. Ensuite, on a déterminé le poids de chaque bande et on a enregistré la perte de poids de chacune d'elle. La digestion s'est poursuivie comme indiqué précédemment jusqu'à dissolution complète des bandes de collagène. La figure 8 représente des profils de dégradation obtenus pour les échantillons de collagène de référence (c'est-à-dire non réticulé), et les échantillons de collagène réticulé fabriqués dans les conditions et les spécifications de l'échantillon F. La figure 7 montre qu'il faut un peu plus de temps aux échantillons de collagène réticulé selon la présente invention pour se dégrader, que pour les échantillons de collagène non réticulés. L'augmentation de la durée de dégradation est cependant très faible. Un tel léger accroissement de la durée de dégradation est compatible avec l'objectif initial consistant à produire un niveau de réticulation dans le collagène, qui n'ait pas d'effet notable sur les caractéristiques de biodégradation du collagène. Une autre caractéristique observée des échantillons de collagène réticulé par rapport à des échantillons non réticulés était que la dégradation semblait être modifiée dans un processus d'érosion de surface des échantillons réticulés (contrairement aux processus d'érosion massive notée dans les échantillons non réticulés). Contrairement à la fragmentation précoce observée dans les échantillons de commande non réticulés, les échantillons réticulés conservaient leur charge initiale jusqu'à la fin de chaque expérience. De telles caractéristiques de dégradation de matériaux formés de collagène réticulé peuvent être très avantageuses en rapport avec le maintien de l'intégrité dimensionnelle d'un bloc de collagène pendant la durée de vie de fonctionnement d'un fil de défibrillation temporaire implanté. Conformément aux observations et aux enseignements précédents, des blocs de montage pour électrodes, formés de collagène semblent être beaucoup plus appropriés pour être utilisés dans des fils de défibrillation implantables temporaires que les blocs de montage pour électrodes en feutre de PTFE de l'art antérieur. Un avantage essentiel du bloc de montage pour électrodes formé de collagène selon la présente invention réside dans le fait qu'un bloc de collagène se résorbe dans le corps au fur et à mesure de l'écoulement du temps de sorte qu'éventuellement aucune substance étrangère ne reste dans le corps. En outre, on peut utiliser une modification du degré ou de la quantité de réticulation, qui peut apparaître dans le collagène, en tant que technique pour régler la vitesse à laquelle la dégradation du bloc de montage à électrode selon la présente invention se déroule lorsque le bloc est implanté dans le corps humain. Un autre avantage du bloc de montage pour électrodes formé de collagène selon la présente invention est l'amélioration établie d'une conductivité accrue (ou d'une impédance réduite) obtenue avec un bloc de montage pour électrode en collagène par rapport à un bloc de montage pour électrodes en feutre de PTFE. En outre, bien que la conductivité du bloc de montage pour électrodes formé de collagène soit similaire à celle d'un fil nu, la forme de réalisation préférée du bloc pour électrodes formé de collagène selon la présente invention contribue à réduire un endommagement du tissu étant donné que la paroi auriculaire ne peut pas venir directement en contact avec l'électrode de défibrillation (qui est disposée à l'intérieur d'une matrice de collagène enveloppant voir figure 4). La figure 9 illustre un procédé selon la présente invention pour fabriquer un fil de défibrillation temporaire. Après que le bloc de montage pour électrode en collagène a été réticulé, lyophilisé et découpé aux dimensions correctes, on réalise de façon plus préférentielle un tissage du fil/conducteur 30/21 d'électrode à travers une matrice de collagène en utilisant une aiguille. Une fois que le fil 30/conducteur 21 d'électrode a été disposé de façon appropriée dans le bloc de montage 33 pour électrodes, on fixe par sertissage l'ensemble formant connecteur détachable 4 et son aiguille de perforation correspondante sur l'extrémité proximale 4 du corps du fil. En se référant maintenant à la figure 2, on voit que lorsqu'un fil 30 d'électrode/au moins un conducteur électrique 21 de l'électrode est enfilé au moyen d'un élément en forme d'aiguille par la matrice de collagène du bloc de montage 33 pour électrodes, on découpe le bloc de montage pour électrodes formé de collagène 33 dans des régions A et B pour permettre la réinsertion manuelle du fil/conducteur 21 d'électrode dans la matrice de collagène avec une direction ou une orientation différente. Dans un autre mode de mise en oeuvre et un autre procédé selon la présente invention, on place et on oriente de façon appropriée le fil 30 de l'électrode/au moins un conducteur électrique 21 de l'électrode dans une boîte de montage pour électrode et on introduit dans cette boîte une solution contenant le collagène, qui entoure ou enserre au moins partiellement, si ce n'est en totalité, le fil 30 d'électrode/le ou les conducteurs électriques 21 de l'électrode. Après avoir été soumis à des processus appropriés de réticulation, de déshydratation et/ou de lyophilisation, on retire de la boîte le bloc de montage pour électrode en collagène contenant l'électrode 30/le connecteur 21 et on soumet le fil à un autre traitement qui peut s'avérer nécessaire. En se référant maintenant aux figures 1 et 10, dans un procédé selon la présente invention, l'implantation du fil 1 se déroule comme indiqué ci-après. On suture le bloc de montage 33 pour électrodes sur l'oreillette 8 en utilisant des zones de suture 35. Ensuite on fait ressortir l'ensemble formant connecteur 4 en un point éloigné de l'incision, moyennant l'utilisation d'un ensemble à aiguille pouvant être rompu et à broche connu dans la technique (voir par exemple le brevet US N 5 527 358 ayant pour titre "Temporary Medical Electrical Lead" au nom de Mehmanesh et al.). On utilise l'aiguille pour percer la peau de l'intérieur vers l'extérieur pour faire passer l'ensemble à broche. Une fois que le fil 1 est suturé de façon satisfaisante sur l'oreillette, on dégage l'ensemble à broche et on raccorde le fil au générateur externe d'impulsions 2. On peut ensuite fermer l'incision pratiquée sur le patient. A cet instant, le fil 1 peut délivrer des impulsions électriques thérapeutiques incluant des impulsions de défibrillation, de cardioversion ou de stimulation, à l'oreillette 8. On notera que, dans la présente invention, un générateur implantable d'impulsions peut remplacer le générateur externe d'impulsions 2. Un aspect important d'une forme de réalisation du fil selon la présente invention est la commodité avec laquelle il peut être retiré d'un patient dans lequel il a été implanté. Le conducteur 21/1'électrode 30 est monté dans le bloc de montage 33 de sorte qu'on peut l'en retirer, même une fois implanté, grâce à l'application de forces de tirage ou de traction en douceur. C'est-à-dire que l'on peut retirer en douceur l'extrémité distale du conducteur 21 fixée au bloc de montage 33, à partir de ce bloc, moyennant l'application d'une force de traction à l'extrémité proximale 5 du fil 1. Sinon et en fonction de différents facteurs tels que la durée pendant laquelle le bloc de montage 33 a été implanté chez le patient et le degré de réticulation qui a pu se produire dans le bloc de montage 33 pendant le processus de fabrication, l'extraction du conducteur 21 à partir du patient peut requérir l'application d'une légère force de traction compte tenu du fait que le bloc 33 pour électrode a été résorbé ou s'est dissous dans le corps du patient, au moment où le conducteur 21 est retiré du corps du patient. On va maintenant considérer des aspects importants de la présente invention concernant le chargement et l'administration d'un médicament, lorsque le bloc de montage pour électrode est préchargé avec un ou plusieurs médicaments thérapeutiques, anti-inflammatoires et/ou antalgiques avant que le fil soit implanté dans un patient. Une fois que le bloc de montage pour électrodes selon la présente invention a été fixé au coeur d'un patient, les médicaments chargés dans le bloc sont libérés dans le tissu cardiaque directement adjacent, soit instantanément, soit à une cadence contrôlée prédéterminée de manière à empêcher ou réduire ainsi l'apparition d'arythmies, réduire la douleur, empêcher ou réduire l'apparition d'infections pour exécuter une combinaison quelconque des traitements précédents, et analogue. Dans une forme de réalisation préférée de la présente invention, le bloc de montage pour électrodes, chargé d'un médicament, comprend le collagène réticulé décrit précédemment. Des exemples de médicaments anti-arythmiques convenant pour être utilisés pour charger le bloc de montage pour électrode biodégradable selon la présente invention inclut, sans qu'il n'y ait là aucune limitation, la quinine, la procaïnamide, la disopyramide (Norpace), la lidocaïne (Xylocaïne), la méxilétine (Mexitil), la propafénone (Rythmol), la flencaînide, des agents antagonistes béta-adrénergiques, du brétylium (Brétylol), le sotalol (Betapace), l'amiodarone (Cordarone), de l'ibutilide (Corvert), le verpamil (Calan, Isoptin), du diltzème (Cardizem), et l'adénosine (Adenocard). Des exemples de certains médicaments anti-inflammatoires non stéroïdaux convenant pour être utilisés pour charger le bloc de montage pour électrodes biodégradable selon la présente invention incluent, sans qu'il n'y ait là aucune limitation, l'aspirine, l'ibuprofène, l'indométacine, le cétoprofène, le méclofénamate, le naproxène, la phénylbutazone, le piroxicame et le sulindac. Des exemples de certains médicaments anti-inflammatoires stéroïdaux convenant pour être utilisés pour charger le bloc de montage pour électrodes biodégradable selon la présente invention incluent, sans qu'il y ait là aucune limitation, labéclométhasone, la bétaméthasone, la dexaméthasone, l'hydrocortisone de dexaméthasone-phosphate (cortisol) et la prednisone. Des exemples de certains médicaments antibiotiques convenant pour être utilisés pour charger le bloc de montage pour électrode biodégradable pour la présente invention inclut, sans qu'il n'y ait là aucune limitation, la pénicilline (par exemple la méthicilline, l'ampicilline, l'oxacilline), des céphalosporines, des aminoglycosides (par exemple la gentamycine, la tobramycine, la streptomycine), la vancomycine, l'érythromycine, la tétracycline et le chloramphénicol. Des exemples d'autres types de médicaments ou substances, qui peuvent être chargés dans le bloc pour électrode biodégradable selon la présente invention incluent, sans qu'il n'y ait là aucune limitation, des anesthésiques locaux et des agents antalgiques, des substances génothérapiques localisées (comme par exemple celles contenant de l'ADN, de l'ARN, des vecteurs viraux et analogues) et des drogues angiogéniques (y compris des facteurs de croissance tels que le facteur de croissance endothélial vasculaire et le facteur de croissance fibroblast). Le bloc de montage pour électrodes biodégradable selon la présente invention peut être chargé avec un médicament désiré selon au moins six procédés différents: (a) mise en place de microbilles dans le bloc de collagène (ou d'un autre matériau), les microbilles contenant une quantité prédéterminée d'un médicament désiré et libérant ce dernier à une cadence prédéterminée lors de la venue en contact avec les fluides corporels d'un patient ; (b) mise en suspension de collagène (ou d'un autre matériau) en solution, addition d'un médicament désiré soluble à l'eau en une quantité appropriée à la solution, congélation ou déshydratation de la solution, lyophilisation de la substance résultante et formation, à partir de là, d'un bloc de montage pour électrodes en collagène (ou en un autre matériau); (c) mise en suspension de collagène (ou d'un autre matériau) en solution, addition d'un médicament désiré non soluble à l'eau en une quantité appropriée à la solution, congélation ou déshydratation de la solution, lyophilisation de la substance résultante et formation à partir de là d'un bloc de montage pour électrodes formé de collagène (ou d'un autre matériau); (d) imprégnation d'un bloc de collagène (ou d'un autre matériau) dans une solution contenant un médicament désiré en suspension dans la solution, retrait du bloc à partir de la solution et séchage du bloc, et répétition des étapes d'imprégnation et de séchage un nombre de fois suffisants jusqu'à ce que la quantité désirée du médicament ait imprégné le bloc de montage pour électrodes; (e) coupler ou lier d'une manière covalente le médicament désiré dans la matrice d'un bloc de montage pour électrodes formé de collagène (ou en un autre matériau), le médicament ayant un groupe fonctionnel désiré qui est lié à un groupe fonctionnel correspondant du collagène, et (f) placer une pâte ou une crème chargée avec le médicament désiré sur et dans la matrice d'un bloc de montage pour électrodes formé de collagène (ou en un autre matériau), et de façon plus préférentielle, placer cette crème sur la face du bloc de montage pour électrodes formé de collagène (ou en un autre matériau) agencé de manière à venir en contact avec le coeur. Lorsque le bloc de montage pour électrode biodégradable, chargé par un médicament, selon la présente invention est préparé conformément au second procédé de préparation décrit précédemment, le médicament soluble à l'eau chargé dans le bloc dès que ou peut après qu'il soit venu en contact avec les fluides corporels du patient. En tant que tel les médicaments chargés dans le bloc sont libérés dans les fluides corporels entourant le site où le bloc de montage pour électrodes est fixé au coeur du patient. Les médicaments solubles à l'eau peuvent être utilisés lors de la formation du bloc de montage pour électrodes selon la présente invention de manière à permettre la libération de presque la totalité du médicament contenu dans le bloc, dans le fluide corporel du patient dans un laps de temps d'environ 24 heures d'implantation. Au contraire, lorsque le bloc de montage pour électrodes formé de collagène (ou d'un autre matériau), chargé par un médicament, selon la présente invention est préparé conformément au troisième procédé de préparation décrit précédemment, le médicament non soluble à l'eau chargé dans le bloc peut être configuré de manière à être libéré lorsque la partie du bloc, dans lequel il est situé ou est fixé, commence à se décomposer pour se dissoudre dans les fluides corporels. En d'autres termes, étant donné que différentes parties du bloc se dissolvent et viennent contact avec des fluides corporels, les médicaments contenus dans ces parties sont libérés. Des médicaments non solubles à l'eau peuvent être utilisés pour réaliser une libération relativement prolongée du médicament contenu dans le bloc, la libération étant atténuée par la croissance des cellules dans le bloc et par la biodégradation de ce dernier. En fonction de l'application particulière considérée, on peut utiliser la version de différents médicaments à l'état de sels ou non à l'état de sels pendant les étapes de chargement du médicament et de préparation de l'électrode selon la présente invention pour régler ainsi la cadence à laquelle le médicament est libéré après que le bloc de montage pour électrodes a été implanté dans un patient. Lorsque le médicament devant être chargé dans le bloc est dissous dans un solvant pendant les processus de chargement du médicament et de préparation du bloc, le solvant peut simplement s'évaporer après que le médicament ait été placé en solution dans le bloc. Des fluides autres que l'eau, par exemple un alcool, un ester et des solvants, peuvent être utilisés dans les processus de chargement du médicament et de préparation du bloc pour électrode selon la présente invention. Un bloc de montage pour électrodes formé de collagène chargé par un médicament selon la présente invention peut être configuré et formé de telle sorte que la surface extérieure en collagène du bloc, qui ne vient pas en contact avec le coeur du patient, est moins perméable au passage des fluides corporels que ne l'est la surface intérieure du collagène du bloc, qui vient en contact avec le coeur du patient. Dans une telle configuration du bloc de montage pour électrodes selon la présente invention, dans laquelle le matériau formé de collagène constituant la surface intérieure du bloc présente des interstices plus étendus et moins rapprochés que le matériau formé de collagène constituant la surface extérieure du bloc (qui possède des interstices plus petits et est plus rapprochés), des médicaments chargés dans la matrice du bloc sont de préférence étiquetés et dirigés vers la paroi du coeur, ce qui réduit la quantité de médicament chargé dans le bloc, qui pourrait être évacuée du site prévu de traitement, par des fluides corporels en direction d'autres emplacements à l'intérieur du coeur. Un autre avantage d'une telle forme de réalisation du bloc de montage pour électrodes formé de collagène chargé par le médicament, selon la présente invention est qu'une surface extérieure du collagène plus dense présente une moins grande affinité ou une moins grande caractéristique d'adhérence en rapport au sac- péricardique ; un fil temporaire selon la présente invention est implanté de façon typique de telle sorte que son bloc de montage pour électrodes est situé à l'intérieur du sac péricardique de telle manière que sa surface extérieure est tournée vers le sac péricardique. Il est avantageux, du point de vue thérapeutique, que la surface extérieure n'adhère pas ou ne colle pas au péricarde. On peut trouver d'autres informations et renseignements concernant des matériaux bio-érodables, des matériaux biodégradables, des médicaments particuliers, des techniques de chargement et de préparation de médicaments, des techniques de formation et d'utilisation de collagène et des quantités thérapeutiques de médicaments dans un ou plusieurs des brevets délivrés indiqués ci-après: brevet US N 4 913 903 pour "Post-Surgical Aplications of Bioerodable Polymers" au nom de Sudman et al.; brevet US N 5 876 452 pour "Biodegradable Implant" au nom de Anthanasio et al.; brevet US N 5 851 229 pour "Bioresorbabable Sealants for Porous Vascular Grafts" au nom de Lentz et al.; brevet US N 5 833 651 pour " Therapeutic Intraluminal Stents " au nom de Donovan et al.; brevet US N 5 833 665 pour "Polyurethane-Biopolymer Composite" au nom de Bootman et al.; brevet US N 5 739 176 pour "Biodégradable In-Situ Forming implants and Methods of Making Same" au nom de Dunn et al.; brevet US N 5 733 950 pour "Biodegraable In-Situ Forming Implants and Methods of Producing Same" au nom de Dune et al.; brevet US N 5 733 563 pour "Albumin Based Hydrogel" au nom de Fortier; brevet US N 5 731 005 pour "Hydrogel-Based Microsphere Drug Delivery Systems" au nom de Ottoni et al.; brevet US N 5 679 377 pour "Protein Microsphere and Methods of using Them" au nom de Bernstein et al.; brevet US N 5 660 854 pour "Drug Rleasing Surgical Implant or Dressing Material" au nom de Haynes et al.; brevet US N 5 660 848 pour "Subdermally Implantable Device" au nom de Moo-Yong; brevet US N 5 635 493 pour "Methods and Compositions for Poly eta-nacetylglucosamine chemotherapeutics" au nom de Vournakis et al.; brevet US N 5 618 563 pour "Biodégradable Polymer Matrices for Sustained Delivery of Local Anesthetic Agents" au nom de Berde et al.; brevet US N 5 487 895 pour "Method for Forming Controlled Release Polymeric Substrate" au nom de Dapper et al.; brevet US N 5 387 419 ; brevetUS N 5 466 233 pour "Tack for Intraocular Drug Delivery and Method for Inserting and Removing Same" au nom de Weiner et al.; brevet US N 5 387 419 pour "Systems for Controlled Release of Antiarrhythmic Agents" au nom de Levy et al.; brevet US N 5 340 849 pour "Biodégradable In-Situ Forming Implants and Methods for Producing the Same" au nom de Dunn et al.; brevet US N 5 514 182 pour "Drug or Steroid Releasing Patch Electrode for an Implantable Arrhythmia Treatment System" au nom de Moaddeb; brevet US N 5 128 326 pour"Drug Delivery Systems Based on Evalumans Derivatives Thereof and Their Salts and Methods of Producting Same" au nom de Balazs et al.; brevet US N 4 938 763 pour "Biodégradable In-Situ Forming Implants and Methods of Producing the Same"; brevet US N 4 913 903 pour "Post-Surgical Applications for Bioerodable Polymers" au nom de Sudmann et al.; brevet US N 4 584 188 "Hydrogels" au nom de Graham; brevet US N 4 450 150 pour "Biodégradable, Implantable Drug Delivery Deptos, and Method for Preparing and Using Same" au nom de Sidman, et brevet US N 4 351 337 pour "Biodégradable, Implantable Drug Delivery Device, and Process for Preparing and Using Same" au nom de Sidman. Au moins certains des matériaux, dispositifs ou processus décrits dans les brevets mentionnés précédemment peuvent être modifiés avantageusement conformément aux enseignements de la présente invention. La figure 11 représente un organigramme illustrant un procédé de fabrication d'une forme de réalisation d'un bloc de montage pour électrode biodégradable, chargé par un médicament, selon la présente invention. Sur la figure 11, le processus de fabrication d'un bloc de montage pour électrode biodégradable, chargé par un médicament, commence par l'obtention d'un collagène approprié de qualité médicale. A la température ambiante on dissout un gramme de collagène dans 100 grammes d'acide acétique et on agite longuement pour obtenir 90 ml d'une solution de collagène d'un médicament que l'on ajoute ensuite au 90 ml de la solution de collagène en suspension. Après mélange et agitation de la solution obtenue, on introduit la solution de collagène contenant le médicament dans une boîte métallique de 6 cm x 6 cm, puis on la congèle et la lyophilise en utilisant des procédés classiques. A la suite de la lyophilisation, on comprime l'éponge de collagène pendant 30 secondes entre deux plaques chauffées à 82 C et en appliquant une pression de 180 x 105 Pa pour produire un bloc de collagène ayant une épaisseur de 3 mm. Ensuite on découpe aux dimensions appropriées le bloc de collagène comprimé et on forme les autres composants comprenant un fil selon la présente invention et on les fixe comme cela est requis au bloc conformément aux enseignements indiqués précédemment. Les formes de réalisation spécifiques précédentes sont illustratives de la mise en oeuvre pratique de l'invention. C'est pourquoi on comprendra que d'autres solutions connues des spécialistes de la technique ou décrites ici peuvent être utilisées sans sortir du cadre de l'invention. Par exemple la présente invention n'est pas limitée à l'utilisation en une quelconque configuration spécifique particulière d'un fil temporaire de défibrillation ou de stimulation -ou d'une électrode temporaire de défibrillation ou de stimulation représentée explicitement sur les dessins. Il n'est pas nécessaire que le bloc de montage de l'électrode selon la présente invention soit formé de collagène, et au contraire il peut être réalisé en n'importe quel autre matériau biodégradable et biocompatible approprié, qui assume essentiellement la même fonction que les blocs de montage pour électrode en collagène décrits explicitement ici. Bien que des collagènes réticulés soient préférables pour le bloc de montage pour électrodes selon la présente invention, on peut également utiliser des matériaux formés de collagène non réticulé. En outre, il n'est pas nécessaire qu'une électrode de stimulation utilisée en liaison avec la présente invention soit un seul fil ou une seule électrode fixé à un seul conducteur électrique. Les spécialistes de la technique comprendront immédiatement que l'on peut utiliser avec succès, dans la présente invention, différentes variantes et permutations de configurations connues de conducteurs électriques/électrodes de stimulation. La présente invention n'est également pas limitée à une utilisation en liaison avec des fils temporaires de défibrillation ou de cardioversion, mais peuvent être également utilisés en tant que fils temporaires de stimulation dans des applications à la bradycardie, uniquement en tant que fils de détection cardiaque, en tant que fil de contrôle et/ou de détection foetal, en tant que fil non fluoré, en tant que fil à ballonnet ou en tant que fil destinés à être utilisé dans une implantation d'élargisseur ou dans une autre procédure chirurgicale, dans laquelle une assistance cardiaque, une assistance de stimulation ou une défibrillation est requise. REVENDICATIONS 1. Fil électrique médical temporaire pour la stimulation ou la défibrillation du coeur (3) d'un patient, ce fil (1) possédant des extrémités distale et proximale, caractérisé en ce qu'il comprend : (a) un corps de fil (5) possédant des extrémités proximale et distale et comprenant: (i) au moins un conducteur électrique (21,22, 23) possédant des extrémités proximale et distale; (ii) une gaine isolante (20) formée d'un matériau biocompatible et électriquement isolant, la gaine s'étendant sur et recouvrant au moins des parties du ou des conducteurs électriques; (b) un ensemble formant connecteur électrique (4) fixé à l'extrémité proximale du ou des conducteurs électriques pour la connexion à un dispositif (2) apte à délivrer des impulsions de stimulation ou de défibrillation au moyen de ce ou ces conducteurs; (c) un bloc (33) de montage pour électrodes disposé à proximité de l'extrémité distale du corps du fil (5), l'électrode distale du ou des conducteurs électriques et/ou un élément formant électrode fixé à une extrémité distale du ou des conducteurs électriques étant rattachés au bloc de montage pour électrodes ou y étant intégrés, le bloc de montage pour électrodes comprenant un matériau biodégradable et biocompatible soluble dans des fluides corporels du corps humain, le matériau constituant une matrice possédant des vides ou espaces ouverts disposés en son intérieur, et (d) un médicament pour le traitement d'un état médical du coeur du patient, le médicament étant incorporé dans ou disposé sur ou dans au moins des parties de la matrice et étant libéré dans des fluides corporels à la suite de l'implantation du bloc à l'intérieur du corps du patient au voisinage du coeur (3). 2. Fil électrique médical temporaire selon la revendication 1, caractérisé en ce que le matériau biodégradable et biocompatible comprend du collagène. 3. Fil électrique médical temporaire selon la revendication 1, caractérisé en ce que le matériau biodégradable et biocompatible comprend du collagène réticulé. 4. Fil électrique médical temporaire selon la revendication 1, caractérisé en ce que le matériau biodégradable et biocompatible est choisi dans le groupe comprenant l'albumine, la soie, la poly(L)lysine, la fibrine, l'élastine, l'acide hyaluronique, des sels de l'acide hyaluronique, des glycos-amino-glycanes, des polysaccharides, le polyacide lactique, le polyhydroxybutyrate, la kératine, le sulfate de karatan, l'héparane, le sulfate d'héparane, des substituts de l'héparane, la cellulose, des dérivés de la cellulose, l'amidon, la gélatine, des dextranes, des dérivés de dextranes, l'héparine, des substituts de l'héparine, la chitine, le chitosan, un polyester aliphatique, un polyamide, un polyesteramide, un polyorthoester, un polyanhydride, du polyphosphazène, du poly(acide glycolique), le poly(acide L-lactique), le poly(acide DL-lactique), la poly(pdioxanone), la poly(s-caprolactone), le poly(acide 3-hydroxypropionique), le poly(acide 3-hydroxybutyrique), un poly(acide a-malique), le poly(acide ss-malique), le poly(ester de sérine), des équivalents synthétiques ou des dérivés des substances précédentes, et des combinaisons et des mélanges des substances précédentes. 5. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 4, caractérisé en ce que le bloc (33) de montage pour électrodes comporte un ou plusieurs trous, qui le traversent. 6. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 5, caractérisé en ce que le bloc (33) de montage pour électrodes possède une épaisseur comprise entre environ 2 mm et environ 3 mm, ou entre environ 1 mm et environ 4 mm, ou entre environ 0,5 mm et environ 5 mm. 7. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 6, caractérisé en ce que l'ensemble formant connecteur électrique (4) comprend une aiguille de perforation pouvant être rompue. 8. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le médicament est un médicament anti-arythmie 9. Fil électrique médical temporaire selon la revendication 8, caractérisé en ce que le médicament anti-arythmie est choisi dans le groupe comprenant la quinidine, la procaïnamide, la disopyramide, la lidocaïne, la mexilétine, la propafénone, la flencaïnide, un agent antagoniste béta-adrénergique, le brétylium, le sotalol, l'amiodarone, l'ibutilide, le verparmil, le dialtazem et l'andénosine. 10. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le médicament est un médicament anti-inflammatoire. 11. Fil électrique médical temporaire selon la revendication 10, caractérisé en ce que le médicament anti-inflammatoire est choisi dans le groupe constitué par le dexaméthasone, le phosphate de dexaméthasone, un stéroïde, l'ibuprofène, l'aspirine et la baclométhasone. 12. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le médicament est un médicament antibiotique. 13. Fil électrique médical temporaire selon la revendication 12, caractérisé en ce que le médicament antibiotique est choisi dans le groupe comprenant la génamyacine, la pénicilline, la méthacilline et la tétracycline. 14. Fil électrique médical temporaire selon l'une des revendications 1 à 7, caractérisé en ce que le médicament est choisi dans le groupe comprenant un anesthésique local et un agent antalgique. 15. Dispositif médical temporaire servant à stimuler électriquement le coeur (3) d'un patient et comportant des extrémités distale et proximale, caractérisé en ce qu'il comprend: (a) un corps de fil (5) possédant des extrémités proximale et distale et comprenant: (i) au moins un conducteur électrique (21, 22, 23) possédant des extrémités proximale et distale; (ii) des moyens d'isolation électrique (20) formés d'un matériau biocompatible et électriquement isolant, la gaine s'étendant sur et recouvrant au moins des parties du ou des conducteurs électriques; (b) des moyens électriques de raccordement (4) fixés à l'extrémité proximale du ou des conducteurs électriques pour la connexion à des moyens pour délivrer des impulsions de stimulation électrique des impulsions de stimulation ou de défibrillation au moyen de ce ou ces conducteurs ; (c) des moyens (6) pour fixer une électrode de stimulation au coeur du patient, disposés à proximité de l'extrémité distale du corps du fil, l'électrode distale du ou des conducteurs électriques et/ou un élément formant électrode fixé à une extrémité distale du ou des moyens de conduction électrique étant rattachés aux moyens de fixation d'électrodes ou y étant intégré, les moyens de fixation d'électrodes comprenant un matériau biodégradable et biocompatible soluble dans des fluides corporels du corps humain, le matériau constituant une matrice possédant des vides ou espaces ouverts disposés en son intérieur, et (d) un médicament pour le traitement d'un état médical du corps du patient, le médicament étant incorporé dans ou disposé sur ou dans au moins des parties de la matrice et étant libéré dans des fluides corporels à la suite de l'implantation du bloc à l'intérieur du corps du patient au voisinage du coeur (3).