II est connu de traiter les maladies athéromateuses vasculaires, qui correspondent à des rétrécissements des artères, par des techniques de dilatation par ballonnets, dénommées angioplasties. Le rétrécissement d'une artère est provoqué par une infiltration de la paroi de ladite artère et par la formation d'un dépôt d'athérome à l'intérieur de la lumière de l'artère. Le ballonnet est introduit dans l'artère, est gonflé à une pression telle qu'il écrase le dépôt d'athérome. Les techniques d'angioplastie courramment utilisées souffrent d'un taux de récidive important, dû à un double phénomène, à savoir d'une part une rétractation élastique, communément appelée « recoil secondaire » de la zone dilatée et d'autre part une réaction inflammatoire appelée « prolifération intimale » de la partie interne de la paroi du vaisseau. En outre, une déchirure de la paroi interne de l'artère, dénommée « flap » peut entraîner une obstruction aiguë de l'artère, responsable d'accidents extrmement graves.

Pour traiter et recoller les déchirures intimales et diminuer la resténose en évitant le recoil secondaire, il est connu d'implanter dans le conduit vasculaire, au niveau de la zone traitée par angioplastie, une endoprothèse, plus communément appelée « stent ». Un stent est un support métallique agissant comme tuteur une fois qu'il est introduit à l'intérieur de l'artère au niveau de la zone traitée. Dans la suite de la présente description, une telle endoprothèse sera désignée par le terme stent. On distingue trois types de stent : ceux fabriqués à partir d'un fil enroulé, ceux réalisés à partir d'un grillage et ceux réalisés à partir de tubes découpés notamment par laser. La présente invention se situe dans le domaine des stents réalisés à partir de tubes découpés qui sont conçus

pour tre dépliés au moyen d'un ballonnet gonflable lors de leur implantation dans le conduit vasculaire. A cet effet, le sent doit tre serti sur le ballonnet, dans une position dite de repos, préalablement à l'introduction du ballonnet dans le conduit vasculaire. Une fois le stent acheminé jusqu'à sa zone d'implantation à l'intérieur du conduit vasculaire, il est déployé par expansion du ballonnet, en sorte d'tre amené au contact de la paroi du conduit vasculaire.

L'opération préalable de sertissage du stent sur le ballonnet doit tre réalisée en s'assurant que l'on n'abîme pas le stent ou le ballonnet, tout en veillant à obtenir une tenue parfaite du stent par rapport au ballonnet. II est en effet primordial que le maintien en position du stent par rapport au ballonnet soit suffisant pour éviter les risques de déplacement du stent par rapport au ballonnet, lors de leur cheminement à I'intérieur du conduit vasculaire à traiter, et en particulier à l'intérieur du cathéter de guidage pré-implanté dans le conduit vasculaire. Tout déplacement du stent peut d'une part faire obstacle à l'expansion du ballonnet et d'autre part occasionner une ouverture et une mise en place défectueuses du stent.

Au regard de l'opération de sertissage, deux cas de figures peuvent en pratique se présenter : le stent est vendu en étant déjà serti sur un ballonnet, ou le stent est vendu séparément sans tre serti sur un ballonnet. Dans le premier cas, le sertissage du stent est effectué sur un ballonnet neuf, ayant une surface de révolutiuon parfaitement cylindrique , et est réalisé en écrasant le stent sur le ballonnet, de manière symétrique et régulière sur toute la longueur du stent et sur toute sa circonférence. Dans le second cas, le sertissage du stent est réalisé par le chirurgien, en règle générale sur un ballonnet ayant déjà été préalablement utilisé pour dilater la zone du conduit vasculaire devant tre traitée. Le sertissage s'effectue dans ce cas sur un ballonnet qui a déjà été déployé, et qui de ce fait comporte une membrane présentant des plissements asymétriques et qui ne forme plus un cylindre parfait.

Un stent doit présenter certaines caractéristiques dont les plus importantes sont la force radiale, la biocompatibilité, la flexibilité et la malléabilité.

La force radiale du stent doit tre suffisante pour s'opposer à la rétraction élastique de la paroi du conduit vasculaire. Un stent fabriqué à partir d'un tube découpé présente t'avantage de présenter une force radiale plus importante que les deux autres types de stents (fil enroulé et grillage).

S'agissant de la biocompatibilité, le matériau utilisé pour fabriquer le stent doit évidemment tre biocompatible et le moins thrombogène possible. S'agissant du matériau utilisé, à l'exception de quelques rares stents en Platinium, Tantalum ou Nitinol, la grande majorité des stents est aujourd'hui réalisée en acier inoxydable. La biocompatibilité, au regard notamment de I'aspect thrombogène, dépend également de t'état de surface du stent, c'est-à-dire principalement de la rugosité de la surface du stent. L'état de surface doit tre le plus lisse possible.

La flexibilité du stent doit tre suffisante pour permettre son acheminement dans le conduit vasculaire, qui peut tre fortement sinueux, et en outre parfois calcifié. Pour améliorer la flexibilité des stents, il est largement répandu à ce jour de réaliser des stents tubulaires articulés, tels que ceux décrits par exemple dans la demande de brevet internationale W096/33671. Un stent articulé se présente sous la forme d'une succession d'anneaux qui d'une part sont constitués de cellules ayant une forme géométrique déterminée et aptes à se déployer, et qui d'autre part sont reliés dans la direction longitudinale du stent par des connections, en sorte d'tre articulés les uns par rapport aux autres.

Maigre l'utilisation des stents, le taux de resténose reste élevé. De nombreux facteurs peuvent tre mis en cause : état préalable du vaisseau, traumatisme de la paroi lors de la dilatation et de la mise en place du stent, caractéristiques propres à l'individu... Pour limiter ce taux, on a déjà pensé à différentes solutions parmi lesquelles la mise en oeuvre de pressions plus faibles pour la dilatation du ballonnet ou encore l'utilisation de stents ayant une quantité de métal par unité de longueur relativement faible.

En particulier, le document WO 98/40035 décrit un stent qui peut tre déployé sous de faibles pressions. Ce stent est de préférence réalisé par perforation d'un tube en métal à mémoire de forme. Lorsqu'il est déployé dans un conduit vasculaire, ce stent exerce une force radiale qui

est faible du fait du matériau utilisé. Un tel stent présente de bonnes performances in situ en ce sens qu'il ne cause aucun dommage au conduit vasculaire mais il peut s'écraser du fait de sa nature élastique lors de la rétraction du conduit vasculaire.

La présente invention concerne un stent qui une fois implanté et déployé dans un conduit vasculaire exerce une faible pression sur la paroi de ce dernier. Plus précisément, la présente invention vise à proposer un stent qui de manière connue est destiné à tre implanté dans un conduit vasculaire ayant une force de rétraction élastique donnée, en étant déployé sous l'effet de 1'expansion d'un ballonnet. De manière caractéristique, le stent de l'invention est obtenu par découpe d'un tube en acier inoxydable et sa résistance à l'écrasement, une fois implanté et déployé dans le conduit vasculaire est sensiblement inférieure ou égale à 2 fois la valeur de la rétraction élastique du conduit vasculaire et sensiblement supérieure ou égale à 1,2 fois la valeur de la rétraction élastique du conduit vasculaire.

Le Demandeur a en effet mis en évidence qu'un tel stent s'avérait tre extrmement performant tant du point de vue de l'irritation du conduit vasculaire dans lequel il est implanté que du maintien de la paroi de ce dernier. En particulier, bien qu'exerçant une faible pression sur la paroi du conduit vasculaire, le stent de l'invention étant en acier inoxydable, il est parfaitement biocompatible et ne s'écrase pas sous l'effet des faibles contractions du conduit vasculaire dans lequel il est implanté comme c'est le cas du stent décrit dans le document WO 98/40035.

Lorsque le conduit vasculaire est une artère coronaire, la résistance à t'écrasement du stent déployé est, de préférence, de l'ordre de 0, 2 105 Pa.

De mme, lorsque le conduit vasculaire est une artère périphérique, la résistance à l'écrasement du stent déployé est de préférence, de l'ordre de 0,5 105 Pa.

En d'autres termes, le stent de l'invention a une résistance à t'écrasement qui est légèrement supérieure aux forces de recoil et donc aux valeurs physiologiques du conduit vasculaire dans lequel il est implanté.

Ainsi, selon les dispositions particulières de l'invention, la force exercée par le stent contre la paroi interne du conduit vasculaire est déterminée en sorte de réduire les risques de réaction contraire du conduit vasculaire susceptible de participer à I'accroissement du taux de resténose.

La diminution de la force radiale pour arriver aux valeurs souhaitées dans le cadre de la présente invention est obtenue en diminuant corrélativement la quantité de métal mis en oeuvre, notamment en réduisant l'épaisseur du tube métallique dans lequel le stent est découpé.

Dans une variante préférée de réalisation, la diminution de la quantité de métal se combine à l'augmentation de la flexibilité. Selon cette variante, le stent se présente sous la forme d'une succession de segments annulaires comportant des cellules et articulés par des connexions. De manière caractéristique, le nombre de connexions entre deux segments annulaires est de préférence d'une connexion, voire éventuellement deux connexions.

De préférence dans le cas d'un stent destiné à tre implanté dans une artère coronaire, la longueur, en projection sur I'axe longitudinal du stent, d'un segment annulaire est sensiblement égale à 1,4 mm, le nombre de connexions est égal à 1 et les segments annulaires sont constitués de 7 cellules. Dans ce cas, l'épaisseur du stent est de préférence sensiblement égale à 0,07 mm.

De mme, dans le cas d'un stent destiné à tre implanté dans une artère périphérique, la longueur en projection sur I'axe longitudinal du stent, d'un segment annulaire est sensiblement égale à 3,9 mm, le nombre de connexions est égal à 1 et les segments annulaires sont constitués de 6 cellules. Dans ce cas, l'épaisseur du stent est de préférence sensiblement égale à 0,16 mm.

De préférence, dans ce cas, les connexions successives sont décalées angulairement par rapport à I'axe longitudinal du stent pour former un trajet en hélice.

Cette disposition particulière vise, tout en améliorant la flexibilité du stent, à préserver t'homogénité de sa structure lorsque le stent est amené à tre recourbé lors de son implantation dans le conduit

vasculaire.

La longueur en projection sur I'axe longitudinal de chaque connexion est comprise entre 0,1 mm et le tiers et de préférence le quart de la longueur d'un segment annulaire.

De manière à améliorer le maintien en position du stent sur le ballonnet lors de l'introduction de celui-ci dans le conduit vasculaire, chaque segment annulaire se présente sous la forme d'un serpentin constitué par une succession de bras reliés deux à deux par une zone d'articulation, deux bras reliés par une zone d'articulation définissant une cellule, chaque bras d'un segment donné étant disposé obliquement par rapport à I'axe longitudinal du stent, selon un angle supérieur à 20°, de préférence compris entre 20 et 30°.

Pour augmenter encore cette propriété, avantageusement les bras de deux segments annulaires successifs ont une obliquité d'angle inverse.

L'articulation entre deux segments annulaires se fait dans ce cas par une ou deux connexions reliant deux zones d'articulation, chaque connexion étant courbe en sorte de prolonger l'obliquité des montants correspondants.

Dans un mode particulier de réalisation, les zones d'articulation de deux segments annulaires adjacents sont décalées en sorte que la direction générale de la connexion correspondante soit oblique.

La diminution de la quantité de métal mise en oeuvre pour la fabrication du stent présente comme inconvénient de rendre le stent faiblement opaque. Etant donné que le suivi de la progression du stent dans le conduit vasculaire est réalisé par méthode radiographique, il est nécessaire que le stent puisse tre décelé précisément. S'il est faiblement opaque, celui-ci peut tre une gne pour la précision de son positionnement dans le conduit vasculaire. Pour compenser ce déficit d'opacité, il est connu de mettre en place des marqueurs radio-opaques aux extrémités des stents, ces marqueurs étant dans un métal dont la masse atomique est élevée et qui est biocompatible, notamment platine ou or.

Cependant le contact entre les deux métaux constitutifs d'une part du stent et d'autre part du marqueur radio-opaque est à l'origine d'une

effet pile lorsque le stent est en contact du milieu physiologique, qui joue le rôle d'électrolyte. Cet effet peut se traduire par une corrosion de I'acier inoxydable dont est constitué le stent.

C'est un autre objet de l'invention que de proposer un stent équipé de marqueurs radio-opaques qui diminue l'éventualité d'une corrosion par effet pile.

De manière caractéristique, selon l'invention, chaque marqueur radio-opaque est solidarisé au stent sous la forme d'une pièce recourbée et fermée autour d'un segment annulaire. Cette pièce recourbée n'est pas fixée définitivement au stent, comme cela peut tre le cas d'un sertissage sur une zone évidée du stent prévue à cet effet. Dans le cas présent, la surface de contact entre le stent et le marqueur radio-opaque est beaucoup plus faible, ce qui limite l'effet pile susceptible d'entrainer la corrosion du stent.

Chaque marqueur est formé à partir d'un ruban qui subit une opération de découpe, pliage et polissage par tonnelage avant d'tre clipsé sur le segment annulaire, formant l'extrémité du stent.

Avantageusement la pièce formant le marqueur radio-opaque comporte un revtement de protection, apte à diminuer son potentiel électrique.

Dans un autre mode de réalisation, c'est le segment annulaire ou tout au moins la partie du segment annulaire destinée à recevoir le marqueur radio-opaque qui comporte un revtement de protection apte à diminuer son potentiel électrique.

La présente invention sera mieux comprise à la lecture de la description qui va tre faite d'un exemple préféré de réalisation d'un stent obtenu par découpe d'un tube en acier inoxydable à très faible force radiale et à flexibilité améliorée, illustré par le dessin annexé dans lequel : -les figures 1 et 2 sont des représentations schématiques à plat de deux variantes de réalisation du stent, à t'état replié ; et -la figure 3 est une courbe montrant t'écrasement sous contrainte comparativement du stent de l'invention et de deux autres stents connus.

Le stent 1, selon la première variante, est obtenu par découpe au laser d'un tube en sorte de lui donner une configuration géométrique prédéterminée telle qu'illustrée à la figure 1. Ce tube découpé subit des

opérations successives visant à le rendre utilisable pour l'application concernée. II s'agit en premier lieu d'une opération de nettoyage par polissage électrolytique visant à enlever les bavures de découpe et les résidus de la carbonisation ; il s'agit ensuite d'un traitement thermique d'hypertrempe avec une première étape de cuisson du tube dans un four sous vide suivi d'une seconde étape de refroidissement rapide du tube au moyen d'azote liquide, ceci afin de diminuer la dureté de I'acier inoxydable. Le tube subit enfin un second traitement de polissage électrolytique en vue de réduire son épaisseur.

L'épaisseur recherchée pour le stent de l'invention est comprise entre 0,06 mm et 0,1 mm.

Le stent 1 est constitué d'une succession de segments annulaires de longueur L1 en projection selon I'axe longitudinal DD', et reliés dans la direction de I'axe longitudinal DD'du stent 1 par des connexions courbes 3 de longueur L2, en projection sur I'axe longitudinal DD'. Chaque segment annulaire 2 forme un serpentin apte à se déployer et est constitué de successions de bras 4 reliés deux à deux par une zone d'articulation 5.

Lorsque le stent 1 est au repos, les bras 5 de chaque segment 2 sont sensiblement parallèles et orientés transversalement à I'axe longitudinal DD'selon un angle a compris entre 20 et 30°. Plus particulièrement, les angles a de deux segments annulaires adjacents sont de valeurs opposées.

Sur la figure 1, deux segments annulaires 2 adjacents sont reliés par une seule connexion 3 qui s'étend entre deux zones d'articulation 5 en regard l'une de l'autre. Chaque zone d'articulation 5 est constituée par deux montants en V 5a, 5b, la connexion étant reliée à la pointe 5c du V.

Dans la première variante de la figure 1, chaque connexion est courbe, avec une concavité qui est telle que la connexion 3 prolonge sensiblement deux montants 5c des zones d'articulation 5 en regard l'une de l'autre.

Dans cette mme première variante, toutes les connexions 3 du stent sont sensiblement alignées, dans la mme direction longitudinale par rapport à I'axe DD'.

D'autres modes de réalisation sont envisageables, notamment en vue de conférer une plus grande homogénéité de structure au stent 1 lors de sa déformation dans le cas où le conduit vasculaire dans lequel il est implanté n'est pas rectiligne mais courbe. Dans un mode préféré de réalisation, non représenté, les connexions 3 successives sont décalées angulairement par rapport à l'axe longitudinal DD'de manière à ce que les connexions successives se présentent en forme d'hélice sur la périphérie du stent.

Dans un mode précis de réalisation, le stent 1 est réalisé en acier inox 316 L, il a une longueur totale de l'ordre de 17mm. L'angle a d'inclinaison des bras 4 de chaque segment annulaire 2 est de 20° par rapport à I'axe longitudinal DD'. L'épaisseur du tube, après découpe et finition, est de 0,07 mm, tandis que la largeur I du serpentin constituant chaque segment annulaire et chaque connexion 3 est de 0,1 mm. La longueur L1 en projection sur I'axe longitudinal DD'de chaque segment annulaire 2 est de 1,39mm et la longueur L2 en projection sur I'axe longitudinal DD'de chaque connexion 3 est de 0,34mm. Le nombre de segments annulaires 2 est de dix et le nombre de connexions 3 est de neuf. Dans le cas d'un stent destiné à tre implanté dans une artère coronaire, la largeur I du serpentin est sensiblement égale à 0,1mm.

Dans le cas d'un stent destiné à tre implanté dans une artère périphérique, la largeur I est de préférence sensiblement égaie à 0,22mm.

Dans l'exemple ci-dessus, la longueur L2, d'une connexion 3 est légèrement inférieure au quart de la longueur L1 d'un segment annulaire 2.

On sait mesurer l'écrasement sous contrainte d'un stent, à t'état déployé dans des conditions normales d'implantation dans un conduit vasculaire, pour des pressions progressivement croissantes.

On a reporté sur la courbe de la figure 2 des valeurs obtenues pour le stent 1 de l'invention et pour deux autres stents connus ayant des valeurs d'écrasement extrmes. La courbe donne en ordonnée le pourcentage de déformation et en abscisse la pression exercée sur le stent, exprimée en bars c'est-à-dire en 105 Pa.

Pour le stent connu (courbe A) ayant la plus grande résistance à t'écrasement, il faut une pression de l'ordre de 1,6 bar pour obtenir une déformation supérieure à 5%, tandis qu'il faut une pression de l'ordre de 0,5 bar pour obtenir la mme déformation avec le stent connu le moins résistant à t'écrasement (courbe B).

Par contre, s'agissant du stent de l'invention (courbe C), cette mme déformation, supérieure à 5% est obtenue avec une pression de l'ordre de 0,3 bar.

La caractéristique de l'invention est que la force radiale exercée par le stent soit légèrement supérieure à la force de rétraction naturelle du conduit vasculaire dans lequel il est implanté.

Dans le cas d'une artère coronaire, cette force de rétraction naturelle, ou force de recoil est de l'ordre de 0,1 à 0,2 bar. Le stent de l'invention est déterminé pour que sa force radiale ou résistance à t'écrasement soit, dans ce cas, de l'ordre de 0,2 bar ou légèrement supérieure à cette valeur, comprise entre 0,2 et 0,3 bar.

La seconde variante de réalisation qui est illustrée à la figure 2 est identique à la première variante en ce qui concerne la configuration de chaque segment annulaire. Par contre elle diffère principalement par le décalage des zones d'articulation de deux segments annulaires adjacents , ce qui entraîne corrélativement une différence quant à la forme de chaque connexion.

Dans le stent 6, selon cette seconde variante, illustrée à la figure 2, chaque connexion 7 a une forme sensiblement en S avec deux points d'inflexion avec les extrémités de ladite connexion étant reliées au sommet 5c des deux bras 5a, 5b en forme de V constituant les zones d'articulation 5 du segment annulaire 2.

Dans cette seconde variante, la longueur L1 en projection sur I'axe longitudinal DD'de chaque segment annulaire est de 3,9 mm, la longueur L2 en projection sur I'axe longitudinal DD'de chaque connexion 8 de 0,36mm, le nombre de segments annulaires 2 est de neuf, le nombre de connexions 7 est de huit et la longueur totale du stent est de 37,98mm.

La diminution de la quantité de métal dans le stent de l'invention rend quasiment obligatoire la mise en oeuvre d'un marqueur radio- opaque aux deux extrémités du stent.

Selon la configuration particulière de l'invention, chaque marqueur est un cavalier formé à partir d'un ruban d'or ou de platine, qui subit une opération de découpe, pliage et polissage par tonnelage avant d'tre refermé sur une zone d'articulation 5 du segment annulaire 2'd'extrémité.

II n'y a donc pas fixation proprement dite du marqueur radio-opaque sur le stent. Le cavalier 9 n'est en contact que sur une surface réduite avec la zone d'articulation correspondante, ce qui diminue au maximum les risques de corrosion par effet de pile lorsque le stent séjourne dans le conduit vasculaire et que les deux métaux (acier inoxydable et platine ou or) sont dans le liquide physiologique faisant office d'électrolyte.

Si l'on veut encore diminuer ce risque minime de corrosion, il est possible de prévoir sur la surface extérieure du cavalier 9 un revtement de protection apte à diminuer le potentiel électrique dudit cavalier 9. Ou encore il est possible d'appliquer ce revtement de protection non plus sur le cavalier 9 mais sur la partie du stent venant en contact avec le cavalier 9.