FR 2884149 A1 20061013 FR 0550936 A 20050412 TUBE IMPLANTABLE DESTINE A L'INJECTION NOTAMMENT DE FLUIDE CALOPORTEUR DANS TOUT OU PARTIE D'UN TISSU HUMAIN OU ANIMAL, L'invention a pour objet un tube implantable destiné à l'injection de fluide dans tout ou partie d'un tissu humain ou animal. Dans la suite de la description, l'invention est plus particulièrement décrite en relation avec l'injection de fluide caloporteur. Néanmoins, le tube peut être également utilisé pour l'injection de substances froides telles que par exemple des suspensions de nanoparticules magnétiques ou de nanocapsules contenant une ou plusieurs matières actives. Une des méthodes de traitement des tumeurs cancéreuses consiste à détruire en tout ou partie le tissu cancéreux par l'administration ciblée de chaleur ou de froid. Ce principe est connu sous la dénomination thermoablation et est actuellement mis en ceuvre notamment pour le traitement des métastases hépatiques. Plusieurs techniques s'appuyant sur le principe de la thermoablation par la chaleur sont aujourd'hui proposées, telles que laser, radiofréquence avec aiguille, la cryothérapie relevant quant à elle de la thermoablation par le froid. Toutefois, ces techniques présentent un certain nombre d'inconvénients. En particulier, le volume de la tumeur traitée reste limité (en pratique de 4 à 5 cm de diamètre) et le temps d'intervention relativement long, de 20 à 30 minutes pour la radiofréquence et la cryothérapie, davantage encore pour le traitement au laser. Le document WO 00/29055 du Demandeur décrit une technique de thermoablation par la chaleur consistant à injecter directement dans l'organisme de l'eau ou de l'eau oxygénée à une pression pouvant aller jusqu'à 3000 bars, à une température de 200 à 400 C. Pour ce faire, l'eau oxygénée ou l'eau est chauffée dans une bobine métallique incorporant une résistance électrique ou un échangeur de température autour de laquelle est entouré un tube platine-irridium. Le tube en alliage est raccordé au moyen de diffusion, lequel se présente sous la forme d'un tube implanté directement dans le tissu à traiter. Ce tube, désigné par la suite microtube , a un diamètre externe compris entre 100 et 250 m, et un diamètre interne compris entre 50 et 150 m. Il est réalisé en un matériau apte à supporter la pression de 3000 bars tel que par exemple un alliage platine/irridium, et permet donc, lorsqu'il est connecté à la bobine de chauffage, d'injecter de l'eau ou de l'eau oxygénée sous forme vaporisée. La température du liquide vaporisé, au contact du tissu à traiter, diminue et l'eau redevient liquide au sein même de la tumeur. to Dans le document WO 03/070302, le Demandeur propose une méthode de thermoablation perfectionnée en ce qu'elle prévoit d'injecter le liquide caloporteur non plus en continu, mais sous forme pulsée. En pratique, le volume de liquide injecté est très faible, par exemple compris entre 0,2 et 1 ml ce qui permet d'éviter la diffusion de chaleur en dehors de la tumeur. En outre, ces volumes sont injectés à intervalles réguliers compris entre 0,5 et 1 seconde, ce qui permet de réduire la quantité de chaleur en dehors de la zone à traiter, facilitant ainsi la manipulation du tube par le chirurgien. Dans les deux procédés proposés, le système de chauffage reste inchangé et consiste pour l'essentiel en une bobine métallique incorporant une résistance électrique et autour de laquelle est entouré un tube inox dans lequel circule le fluide caloporteur. Ce système de chauffage présente un certain nombre d'inconvénients. Tout d'abord, sa localisation en amont de l'installation nécessite une puissance de chauffage d'autant plus importante que la rallonge séparant le microtube en tant que tel du système de chauffage, est longue. En outre, ce système ne permet pas d'enchaîner, sans aucun temps mort, l'injection par pulses, de produits chauds et de produits froids, car le temps de refroidissement de la bobine est trop long. Le document US-A-5,542,928 décrit un cathéter destiné à être mis en oeuvre pour la thermoablation dans lequel circule un fluide débouchant à l'extérieur au niveau de l'extrémité distale dudit tube par le biais de perforations. En pratique, le chauffage du liquide circulant dans le tube est obtenu au moyen d'une résistance hélicoïdale agencée sur la portion distale du cathéter et connectée à une source électrique. Le cathéter décrit dans ce document est destiné à être introduit dans des cavités pour lesquelles il n'est pas nécessaire d'avoir un tube de faible diamètre, le diamètre étant en effet compris entre 2 et 10 mm. La présence de la résistance augmente davantage encore le diamètre final du dispositif destiné à être introduit dans l'organisme. Si ce document décrit l'idée de chauffer uniquement la partie distale du tube, la taille du système proposé reste incompatible avec une implantation directement dans les tissus. Le document US-6,328,735 Bl décrit une technique de thermoablation combinant injection de liquide chaud et radiofréquence. Plus précisément, de même que précédemment, l'installation décrite comprend un tube dont l'extrémité distale est munie d'une résistance destinée à chauffer le liquide arrivant à l'extrémité du tube. Là encore, le diamètre du tube est avantageusement de 2 mm et entouré d'une bobine de résistance égale à 50 O. Le document US-5,964,752 décrit un appareil du même type que précédemment, destiné au traitement des cartilages. Là encore, l'extrémité distale du tube est munie d'une résistance, cette fois positionnée à l'intérieur du tube. Dans tous les cas, les systèmes de chauffage proposés requièrent une résistance sous forme de bobine engendrant une inductance élevée incompatible avec les pulses de courant tels que ceux mis en oeuvre par le Demandeur, car cela occasionnerait une impédance trop élevée. En d'autres termes, le problème que se propose de résoudre l'invention est de développer une installation du type de celle décrite dans le document WO 03/070302, dans laquelle le fluide caloporteur est chauffé à la température de vaporisation, exclusivement au niveau de la partie distale du microtube implantable, le diamètre du tube étant de 10 à 20 fois plus petit que celui d'un cathéter utilisé traditionnellement pour la thermoablation. Un second problème que se propose de résoudre l'invention est de développer un système dans lequel l'inductance soit nulle, de sorte à pouvoir être utilisé en pulses de courant. Un troisième problème que se propose de résoudre l'invention est de fournir une installation unique qui permette l'injection de fluide caloporteur ou de fluide froid véhiculant des nanocapsules ou des nanoparticules, en fonction de la nature du traitement. Le Demandeur a développé un microtube connecté à une source électrique présentant une structure telle qu'il a une résistance comprise entre 0,2 et 2 S2 dans sa partie distale et une résistance inférieure à 0, 01 sQ dans la partie restante. En d'autres termes, la puissance électrique est concentrée dans la partie distale du 20 tube, permettant ainsi d'atteindre des températures de l'ordre de 400 C. Le nouveau système développé consiste en un microtube destiné à être implanté directement dans des tissus, le microtube étant dépourvu de résistance électrique additionnelle et présentant une extrémité distale apte à atteindre des températures de chauffage élevées, le tube lui-même faisant office de résistance chauffante. Ce tube est relié par le biais d'une rallonge dans laquelle circule le liquide froid, à l'unité de stockage et d'injection de liquide. En d'autres termes, l'invention a pour objet un tube implantable destiné 30 notamment à l'injection de fluide caloporteur dans toute ou partie d'un tissu humain ou animal, le tube présentant des parties distale, médiane et proximale et comprenant: des moyens de solidarisation directs ou indirects de la partie distale à un réservoir de fluide, -deux moyens de connexion aux bornes d'une source électrique, le tube se caractérisant en ce qu'il présente une résistance inférieure à 0.01 S2 dans ses parties médiane et proximale et une résistance comprise entre 0. 2 et 2 S2 dans sa partie distale, les parties médiane et proximale étant reliées électriquement en série à la partie distale, le tube étant dépourvu de résistance électrique additionnelle et présentant une inductance pratiquement nulle. L'objectif poursuivi est donc de disposer d'un microtube qui puisse être implanté dans l'organisme, et dans lequel le liquide caloporteur soit chauffé électriquement uniquement au niveau de la partie distale du microtube, c'est-à-dire dans la zone à traiter et non dans les parties proximale et médiane, permettant ainsi d'éviter de chauffer les zones de tissu connexes et de faciliter la manipulation de l'extrémité proximale libre du tube par le chirurgien. Pour disposer d'un microtube présentant les résistances précitées, le tube 20 implantable présente dans un mode de réalisation avantageux, du centre vers sa périphérie, en section: un tube métallique dans lequel circule le fluide à injecter, à l'exception de la partie distale, une gaine assurant l'arrivée du courant réalisée en un matériau conducteur solidaire d'un moyen de connexion à 25 une des bornes de la source électrique, - à l'exception de l'extrémité libre de la partie distale, une gaine isolante électriquement, une gaine assurant le retour du courant réalisée en un matériau conducteur solidaire d'un moyen de connexion à l'autre borne de la source électrique. Avantageusement, le tube est muni d'une gaine extérieure biocompatible permettant son implantation dans les tissus. Selon une première caractéristique, le tube métallique a une résistivité comprise entre 20 et 100 Sam et présente avantageusement une longueur inférieure à 50 cm. En pratique, le diamètre externe du tube est compris entre 200 m et 800 m, avantageusement égal à 250 m, de même que le diamètre interne est compris entre 100 m et 250 m, avantageusement égal à 150 m. En pratique, le tube métallique est réalisé en un matériau du type alliage platine/irridium, titane, acier inoxydable, alliage nickel-titane et plus généralement, tout matériau conducteur électrique apte à supporter une pression jusqu'à 3000 bars et une température de 400 C. Pour assurer l'arrivée et le retour du courant, la gaine est constituée d'un revêtement électrolytique de cuivre d'épaisseur comprise entre 20 m et 50 m. En ce qui concerne la gaine isolante électriquement, celle-ci est avantageusement constituée d'un revêtement sous vide d'oxyde de titane ou d'alumine et plus généralement tout matériau isolant électrique et résistant à une température d'au moins 400 C. L'épaisseur de la gaine est comprise entre 200 nm et 400 nm. De même, la gaine extérieure est de préférence réalisée en un revêtement électrolytique d'or d'épaisseur d'environ 1 m. Le microtube de l'invention peut être utilisé de deux manières différentes. Tout d'abord, il peut être implanté durablement dans les tissus pour un traitement au long cours. Dans cette hypothèse, la partie distale du tube implantable est munie de perforations de taille comprise entre 50 m et 150 m, avantageusement égale à 70 m, tandis que son extrémité libre est obturée. En pratique, le microtube est implanté au moyen d'une aiguille fendue, ladite aiguille étant ensuite retirée pour ne laisser dans le tissu, que le tube. Le traitement peut être aussi réalisé de manière ponctuelle. Dans une telle hypothèse, le microtube est retiré immédiatement après utilisation. Il est dépourvu de perforations latérales dans sa partie distale et présente un simple orifice débouchant, ménagé à son extrémité distale libre. Dans ce cas, le microtube est utilisé en combinaison avec une aiguille dont les parois sont munies de perforations, le microtube étant introduit dans le corps de l'aiguille et le tout implanté dans le tissu à traiter. L'invention concerne également une installation destinée notamment à l'injection de fluide caloporteur en régime pulsé dans tout ou partie d'un tissu humain ou animal, mettant en oeuvre le microtube précédemment décrit. Plus précisément, une telle installation contient: ^ une unité de stockage du fluide; ^ une unité d'injection dudit fluide; ^ le tube implantable précédemment décrit; ^ une rallonge reliant l'extrémité proximale du tube implantable à l'unité d'injection. L'unité d'injection se présente en pratique sous forme d'une chambre contenant la substance à injecter et dans laquelle un vérin hydraulique de faible diamètre, de l'ordre de 3 à 5 mm, est piloté par un vérin électrique, pneumatique, piézo-électrique ou mécanique, de diamètre plus important, de l'ordre de 50 à 80 mm, dont le déclenchement et/ou la course et/ou la force et/ou la vitesse de déplacement sont déterminés en fonction du rythme, du volume et de la pression d'injection souhaitée de la substance dans la rallonge par le vérin hydraulique. Pour éviter le retour de la substance dans la rallonge après injection de ladite substance, l'unité d'injection contient deux clapets anti-retour. Comme déjà dit, la pression à laquelle la substance est injectée dépend de la vitesse de déplacement et de la force des vérins, par exemple pneumatiques, qui sont également programmés. L'unité d'injection est alimentée en principe actif par une unité de stockage. En pratique, l'alimentation en liquide de l'unité d'injection est effectuée avec des volumes prédéterminés correspondant au volume injecté dans la tumeur. Le réservoir est séparé de la chambre par un clapet anti-retour, interdisant le retour du liquide dans le réservoir de stockage sous pression du piston. Une fois le liquide froid sous pression propulsé jusqu'au microtube, le microtube connecté à une source électrique, est soumis à un pulse de courant basse tension concomitant au pulse d'eau froide, permettant de chauffer le liquide jusqu'à une température de 400 C. Plus précisément, la source électrique est commandée de manière synchrone avec l'unité d'injection. La rallonge constitue en réalité, sous forme d'un élément indépendant, le prolongement du tube métallique, partie du tube implantable. Cela signifie donc que la rallonge a une résistivité comprise entre 20 et 100 4.cm. Elle a une longueur comprise entre 2 et 3 m. Son diamètre externe est compris entre 200 m et 800 m, avantageusement égal à 250 m, de même que le diamètre interne est compris entre 100 m et 250 m, avantageusement égal à 150 m. De manière générale, plus le diamètre sera élevé et plus grand sera le volume mort, ce qui n'est pas satisfaisant. Comme déjà dit, le tube métallique est réalisé en un matériau du type alliage platine/irridium, titane, acier inoxydable, alliage nickel-titane et plus généralement, tout matériau conducteur électrique apte à supporter une pression jusqu'à 3000 bars et une température de 400 C. La rallonge est connectée par tout moyen connu à l'unité d'injection d'un côté, et l'extrémité proximale du microtube, de l'autre. Comme déjà dit, l'un des problèmes de l'invention est de fournir une installation grâce à laquelle on puisse injecter du chaud ou du froid en fonction de la nature du traitement. Cet objectif est rempli puisqu'il suffit de déconnecter la source électrique au moment de l'injection de la substance froide. En outre, le régime de pulse, combiné au fait que seule la partie distale du tube implantable est chauffée permet d'enchaîner injection de chaud et de froid sans attente, puisque l'ensemble rallonge et tube implantable, à l'exception de la partie distale, reste froid. La substance active froide peut revêtir différentes formes, par exemple sous forme d'une suspension de nanocapsules, nanoparticules ou microparticules. On peut ainsi envisager tous types de substances actives, que ce soient celles utilisées en chimiothérapie ou encore en antibiothérapie, de même que les anti-inflammatoires et les produits radioactifs à visée thérapeutique, et ce de façon non limitative. Dans une forme de réalisation avantageuse, la substance active peut être associée à des nanoparticules magnétiques de ferrite de taille comprise entre 100 et 1000 nanomètres. Il s'ensuit que lors de l'injection de la substance active à travers le tube, l'énergie communiquée aux nanoparticules magnétiques fait qu'elles se comportent de façon indépendante les unes des autres, leur attraction mutuelle magnétique devenant en effet négligeable par rapport à leur énergie cinétique. En revanche, après injection, c'est-à-dire in situ, l'attraction magnétique favorise le regroupement des nanoparticules sous forme d'amas de tailles d'environ 50 micromètres, dans la zone du tissu à traiter. Dans le cas d'un principe actif radioactif, ledit principe actif radioactif peut revêtir deux formes différentes: É soit, il est constitué d'isotopes radioactifs et greffé sur les particules 30 magnétiques; É soit, il est inclus dans la particule magnétique et est constitué d'isotopes radioactifs des éléments magnétiques formant les particules magnétiques. Avantageusement, le produit radioactif peut être émetteur de rayonnement a, f3 et y à visée thérapeutique, de préférence de faible énergie, pour obtenir une irradiation la plus locale possible. Il peut être également utile d'associer un émetteur y d'énergie comprise entre 100 et 150 kiloélectronvolts (Kev) ou émetteur 13+ pour visualiser la localisation des nanoparticules à l'aide d'une y-caméra. Ceci permet en outre de faciliter le calcul de la dose d'irradiation. Comme déjà dit, on peut utiliser en tant que particules magnétiques des nanoparticules de ferrite. Dans ce cas, le produit stable donnant le produit radioactif par irradiation par neutrons ou particules chargées est incorporé lors de la fabrication de nanoparticules de ferrite, les composants de la ferrite donnant après irradiation, des produits radioactifs parasites de très courte période, disparaissant donc très vite. De la sorte, seule persiste la radioactivité de l'élément radioactif thérapeutique choisi. Dans une autre forme de réalisation, on peut associer une substance active à du mercure (Hg) liquide ou en amalgame sous forme de nanoparticules. En effet, lors de l'injection, le mercure liquide prend la forme de micro-gouttes dont l'énergie cinétique est élevée en raison de sa forte densité. In situ, c'est-à-dire au niveau de l'organe, la tension superficielle importante du mercure favorise le regroupement des micro-gouttes en billes plus grosses fixant ainsi la substance active dans l'organe à traiter. De plus, le mercure possède un isotope radioactif (Hg 197) bien adapté à la thérapie. De la sorte, le principe actif Hg 197 est inclu dans la nanoparticule de mercure. En outre et comme déjà dit, le mercure réalise des amalgames avec la plupart des métaux, ce qui permet donc de fixer d'autres produits radioactifs métalliques sous forme de traces, le mercure restant liquide. L'invention et les avantages qui en découlent ressortiront bien de l'exemple de réalisation ci-après, à l'appui des figures annexées. La figure 1 est une représentation schématique de l'installation intégrant le tube implantable de l'invention. La figure 2 est une représentation du tube implantable de l'invention selon un premier mode de réalisation. La figure 3 est un agrandissement de la partie distale du tube de la figure 2. La figure 4 est un second mode de réalisation du tube implantable de l'invention. Sur la figure 1, on a représenté schématiquement une installation destinée au lo traitement par thermoablation de tissus, et en particulier de tumeurs. Plus précisément, cette installation est destinée à délivrer en régime pulsé, directement au niveau de la tumeur, de l'eau sous forme vaporisée à une température d'environ 400 C. L'installation comprend cinq éléments principaux, respectivement une unité de stockage de liquide à vaporiser (1), une unité d'injection (2), une rallonge (3), le tube implantable de l'invention (4) et un générateur de courant (5) intégrant un système de programmation des pulses, de gestion de capteurs de pression et de température et de mouvement. L'unité d'injection (2) comprend un vérin pneumatique de grande dimension (6) solidaire d'un vérin hydraulique de petite dimension se déplaçant dans une chambre (7) où le liquide est mis sous pression, débouchant elle- même dans un tube (8) alimenté par l'unité de stockage (1) . La course, la force et la vitesse de déplacement du vérin pneumatique sont programmées en fonction du rythme, du volume et de la pression d'injection souhaitée du liquide caloporteur dans le tube (8). La rallonge (3) se présente en pratique sous la forme d'un tube d'une taille de l'ordre de 2.5 m, dont le diamètre externe est égal à 250 m et le diamètre interne à 150 m. Elle est réalisée en platine/irridium, de résistivité égale à 25 ta cm. Comme il sera vu ensuite, elle constitue le prolongement du tube métallique du tube implantable. La rallonge est connectée, à son extrémité proximale, au tube (8) et à son extrémité distale, au tube implantable (4) par un système type luer-lock, ou HPLC. Le microtube (4) est plus particulièrement représenté sur la figure 2. Il est divisé en trois parties, respectivement: ^ une partie proximale (9) correspondant en pratique à la partie non 10 implantée du tube au moment du traitement; ^ une partie médiane (10) correspondant en pratique à la portion du tube lorsqu'il est implanté, située entre le plan cutané (I1) et la zone à traiter (12), et ^ une portion distale (13) située, au moment du traitement, dans la zone à 15 traiter. Le microtube implantable présente en outre à son extrémité proximale des moyens de connexion (14, 15) aux bornes de la source électrique (5), ainsi qu'un moyen de connexion (16) à l'extrémité distale de la rallonge (3). Selon une caractéristique essentielle, les parties médiane et proximale du tube présentent une résistance inférieure à 0,01 Q, tandis que la partie proximale a une résistance comprise entre 0,2 et 2 Q, les parties médiane et proximale étant reliées électriquement en série à la partie distale. La différence de résistance de ces zones permet de chauffer le liquide exclusivement au niveau de la zone distale du microtube, et non entre la zone à traiter et le plan cutané, évitant ainsi d'échauffer les tissus non concernés par le traitement. On a représenté sur la figure 3 un agrandissement de la structure du microtube. Ce tube est constitué du centre vers la périphérie d'un tube proprement dit (17) réalisé en platine/irridium, présentant une longueur variable en fonction de la profondeur de la zone à traiter. En pratique, la taille du tube est inférieure à 50 cm. Le matériau constitutif du tube a une résistivité égale à 25 Q.cm et présente un diamètre interne égal à 150 m et un diamètre externe égal à 250 m. Dans ces parties médiane et proximale, le tube (17) est recouvert d'un revêtement électrolytique de cuivre (18) d'épaisseur égale à 30 m en contact au niveau de l'extrémité proximale avec la connexion (15) à la source d'électricité (5) assurant l'arrivée du courant. La partie distale du tube (17), à l'exception de son extrémité distale (19), est recouverte d'une gaine isolante électriquement (20) réalisée en un revêtement sous vide d'oxyde de titane, cette gaine recouvrant le revêtement de cuivre assurant l'arrivée du courant sur les parties médiane et proximale du tube. Sur la gaine isolante (20), et en contact avec l'extrémité distale (19) du tube (17), le tube implantable de l'invention présente un revêtement électrolytique de cuivre (21) assurant le retour du courant, lequel est en contact avec le second connecteur (14) relié à la source de courant (5) . La gaine la plus extérieure est une gaine biocompatible (22) se présentant sous la forme d'un revêtement électrolytique d'or. En pratique, le liquide froid arrive à l'extrémité proximale du tube sous forme de pulse et est légèrement réchauffé sous l'effet des pulses synchrones de courant. Ce réchauffement reste faible du fait du choix de la résistance, inférieure à 0,01 S2. Au niveau de la partie distale, le courant circule directement dans la paroi du tube (17) pour repartir au niveau de l'extrémité distale (19) par la gaine (20). Le tube implantable de l'invention peut présenter deux conformations distinctes. Dans la première conformation représentée sur la figure 2, celui-ci est obturé à son extrémité libre distale (19) et présente, dans la partie distale, des perforations (23) de taille égale à 70 micromètres. Ce type de microtube est utilisé pour les traitements au long cours, nécessitant le maintien du microtube dans l'organisme jusqu'à la fin dudit traitement. La mise en place du tube s'effectue au moyen d'une aiguille de ponction latéralement fendue et servant de guide. Une fois que l'ensemble est introduit dans le tissu à traiter, l'aiguille est dégagée du tube, puis retirée. Dans une seconde forme de réalisation, le tube implantable de l'invention est utilisé pour des traitements ponctuels. Dans cette hypothèse, le tube est retiré systématiquement après chaque intervention. Dans ce cas, on met en oeuvre le système représenté sur la figure 4. En pratique, le microtube est identique à celui représenté sur la figure 2, si ce n'est qu'il présente une extrémité libre distale ouverte, et qu'il est dépourvu de perforations. Les perforations (23) sont en revanche prévues dans l'aiguille de ponction (24) introduite dans le tissu à traiter. Bien entendu, ces aiguilles de ponction perforées peuvent être également utilisées avec des microtubes eux-mêmes perforés, tels que représentés sur la figure 3. L'utilisation du système va maintenant être décrite plus en détail. L'opérateur détermine le volume de substance à injecter en fonction de la taille de la tumeur. De par son expérience, dans le cas de la thermoablation, le Demandeur a constaté qu'il était nécessaire, en général, d'injecter un volume de liquide représentant 5 à 10% du volume de la tumeur à traiter pour obtenir une nécrose satisfaisante (à 400 C). L'opérateur détermine ensuite le volume de chaque injection et en déduit le nombre d'impulsions nécessaires pour parvenir à délivrer le volume total de liquide. Le déclenchement, la course, la force et la vitesse du vérin pneumatique sont alors programmés pour permettre l'injection de N fois le volume de liquide à intervalles réguliers, en pratique compris entre 0,05 et 1 ml, par pulse de durée comprise entre 1 et 2 secondes à une pression de 2 200 bars. La manipulation débute alors en injectant le premier volume d'eau froide dans la rallonge. En même temps que l'injection, une tension de 6 à 20 Volts est appliquée aux bornes (14) et (15) du tube. La résistance très faible des parties proximale et médiane du tube permet de limiter l'échauffement du fluide, la température étant en pratique de l'ordre de 45 C. Au niveau de la zone distale qui présente une résistance égale à 2 S2, la température atteint en 4 à 5 secondes, 400 C pour une pression de 2 200 bars. A l'impulsion d'eau froide suivante, l'eau alors vaporisée s'échappe par les perforations du tube ou par son extrémité distale et la vapeur se condense en eau chaude voisine de la température d'ébullition par libération de calories dans la tumeur. L'invention et les avantages qui en découlent ressortent bien de ladescription qui précède. On note en particulier l'absence d'unité de chauffage indépendante et l'avantage de pouvoir chauffer un certain volume d'eau directement au niveau de la zone à traiter. REVENDICATIONS 1/ Tube implantable (4) destiné à l'injection notamment de fluide caloporteur dans tout ou partie d'un tissu humain ou animal, le tube présentant des parties distale (13), médiane (10) et proximale (9) et comprenant: - des moyens de solidarisation directs ou indirects (16) de la partie distale à un réservoir de fluide, - deux moyens de connexion (14, 15) aux bornes d'une source électrique (15), caractérisé en ce qu'il présente une résistance inférieure à 0.01 S2 dans ses parties médiane (10) et proximale (9) et une résistance comprise entre 0.2 et 2 S2 dans sa partie distale (13), les parties médiane (10) et proximale (9) étant reliées électriquement en série à la partie distale (13), le tube étant dépourvu de résistance électrique additionnelle. 2/ Tube selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il présente en section, du centre vers la périphérie: - un tube métallique (17) dans lequel circule le fluide à injecter, à l'exception de la partie distale (13), une gaine (18) assurant l'arrivée du courant, réalisée en un matériau conducteur solidaire d'un moyen de connexion (15) à une des bornes de la source électrique (5), à l'exception de l'extrémité libre (19) de la partie distale (13), une gaine (20) isolante électriquement, une gaine (21) assurant le retour du courant, réalisée en un matériau 25 conducteur solidaire d'un moyen de connexion (14) à l'autre borne de la source électrique (5). 3/ Tube selon l'une des revendications précédentes, caractérisé en ce qu'il est muni d'une gaine extérieure biocompatible (22). 4/ Tube selon l'une des revendications 2 ou 3, caractérisé en ce que le tube métallique (17) a une résistivité comprise entre 20 et 100 pa cm. 5/ Tube selon l'une des revendications 2 à 4, caractérisé en ce que le tube 5 métallique (17) présente les caractéristiques suivantes: -longueur inférieure à 50 cm, - diamètre externe compris entre 200 m et 800 m, avantageusement égal à 250 m, - diamètre interne compris entre 100 m et 250 m, avantageusement égal à 10 150 m. 6/ Tube selon la revendication 4, caractérisé en ce que le tube métallique (17) est réalisé en un alliage platine/irridium, ou nickel- titane, ou titane ou acier inoxydable. 7/ Tube selon la revendication 2, caractérisé en ce que la gaine (18, 21) assurant l'arrivée et le retour du courant est constituée d'un revêtement électrolytique de cuivre d'épaisseur comprise entre 20 m et 50 m. 8/ Tube selon la revendication 2, caractérisé en ce que la gaine (20) isolante électriquement est constituée d'un revêtement sous vide d'oxyde de titane d'épaisseur comprise entre 200 nm et 400 nm. 9/ Tube selon la revendication 3, caractérisé en ce que la gaine (22) extérieure est 25 réalisée en un revêtement électrolytique d'or d'épaisseur d'environ 1 m. 10/ Tube selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que la partie distale (13) est munie de perforations (23) et en ce que son extrémité libre est obturée. 11/ Tube selon la revendication 10, caractérisé en ce que les perforations (23) ont une taille comprise entre 50 m et 150 m. 12/ Tube selon l'une des revendications 1 à 9, caractérisé en ce que l'extrémité 5 libre (19) de la partie distale (13) est munie d'un orifice débouchant. 13/ Installation destinée à l'injection notamment de fluide caloporteur en régime pulsé, dans tout ou partie d'un tissu humain ou animal, caractérisée en ce qu'elle contient: - une unité de stockage (1) du fluide; - une unité d'injection (2) dudit fluide; - le tube implantable (4) objet de l'une des revendications 1 à 12; - une rallonge (3) reliant l'extrémité proximale du tube implantable (4) à l'unité d'injection (2). 14/ Installation selon la revendication 13, caractérisée en ce que l'unité d'injection (2) se présente sous forme d'une chambre (7) contenant la substance à injecter et dans laquelle un vérin hydraulique est piloté par un vérin (6) électrique, pneumatique, piézo-électrique ou mécanique, dont le déclenchement et/ou la course et/ou la force et/ou la vitesse de déplacement sont déterminés en fonction du rythme, du volume et de la pression d'injection souhaitée de la substance dans la rallonge (3) par le vérin hydraulique.