Critères de choix d’un design de stent : aide à la décision

Pourquoi avons-vous tant de difficultés à analyser ces critères ? Cela vient avant tout d’un manque réel d’informations objectives et factuelles, et d’études comparatives. Ces informations et ces études comparatives font cruellement défaut (2). Les quelques critères affichés par les compagnies sont le plus souvent qualitatifs, voire emphatiques, et malheureusement le plus souvent incomplets, alors même que ces données sont connues par leurs services de R & D. Ce manque d’exhaustivité peut, en effet, masquer certains critères dont la performance a été altérée en conséquence d’une amélioration d’un autre critère. Exemple : changer l’alliage d’un stent pour améliorer sa rigidité et baisser ainsi l’épaisseur des mailles (critère positif) entraîne une augmentation significative du recul élastique (critère négatif) et peut aussi réduire la résistance mécanique à la compression du stent (critère négatif) car la largeur des mailles est concomitamment réduite, ces effets sont en agrément avec les courbes d’élastoplaticité du matériau. Tout n’est que compromis quand nous parlons des propriétés mécaniques d’un stent : il existe des interrelations complexes entre tous les différents critères mécaniques caractéristiques d’un stent (figure 1). Notre objectif est de décrire les différents critères et leurs interactions au moyen d’une description analytique. Puis nous proposerons une méthodologie pragmatique pour nous aider à fonder nos choix sur des arguments plus objectifs. En effet, plus de 20 plateformes différentes sont actuellement disponibles sur le marché. Figure 1. Énumération des principaux critères mécaniques d’un stent répartis en deux groupes : ceux qui caractérisent le design tridimensionnel du stent et ceux qui caractérisent la maille elle-même du stent. Les flèches rouges indiquent les principales interdépendances entre tous ces critères exprimant ainsi la complexité de l’analyse d’un design de stent et soulignant la notion de compromis dans le choix final. Description analytique des caractéristiques mécaniques d’un stent Deux grandes familles de critères peuvent être raisonnablement mises en avant : - l’ensemble des caractéristiques géométriques des mailles d’un stent ; - l’ensemble des caractéristiques du design tridimensionnel d’un stent. Caractéristiques géométriques des mailles d’un stent Il est bien démontré actuellement que l’épaisseur de la maille joue un rôle fondamental dans les résultats cliniques obtenus après implantation d’un stent (3). Plus la maille est fine et meilleurs sont les résultats en termes de réduction de la prolifération néo-intimale et de la néoformation thrombotique (4-6). Ces bénéfices apparaissent comme la conséquence directe de la réduction des perturbations du flux sanguin en regard de chaque maille (cf La géométrie de la section des mailles) (7). La largeur des mailles La largeur des mailles, si elle influence bien naturellement la capacité de résistance à la compression d’un stent une fois déployé, est un élément aussi très important pour le maintien d’une surface de couverture élevée. L’étayage d’un stent, qui s’avère être sa fonction première, est totalement dépendant de la structure tridimensionnelle du maillage et surtout de sa largeur. Un étayage optimal sera celui qui, après implantation, sera homogène et relativement resserré afin d’éviter de grandes zones non étayées à l’origine de protrusion de matériel athéroscléreux et/ou thrombotique. Il est à noter aussi qu’une largeur trop fine, exercera une protrusion intrapariétale excessive du fait que la pression exercée sur la paroi est égale à la force appliquée par le ballon divisée par la surface de contact. Plus la surface diminue et plus la pression sur la paroi augmente. La maille pénètre donc plus profondément, lacérant plaque ou tuniques artérielles (média et même adventice) à l’origine de lésions néfastes (8,9). Ceci est un nouvel exemple de compromis mécanique à gérer (10). La couverture métallique La couverture métallique est le critère quantitatif de l’étayage de la paroi artérielle. La valeur optimale n’est absolument pas connue avec précision. Les stents les plus couvrants offrent une surface de couverture relative d’environ 18 à 20 %, et pour les plus élevés la prolifération néo-intimale décroît quand la surface de couverture augmente (9). Les extrêmes avaient été obtenus avec les stents filamentaires comme les stents Wiktor ® et Freedom ® avec une surface de couverture avoisinant 7 à 9 %. Une insuffisance de couverture métallique expose à la protrusion de matériel pariétal et à une réduction des propriétés de résistance du stent à la compression extrinsèque (11). La géométrie de la section des mailles Il est apparu depuis 10 ans, grâce à des travaux expérimentaux basés sur des simulations numériques, puis très récemment à partir de tests in vitro, que la géométrie des mailles interagit avec la dynamique des fluides (12). En d’autres termes, la forme des mailles joue un rôle fondamental sur les profils d’écoulement du sang avec ses conséquences sur la réendothélisation et la thrombogenèse (7). Le profil classique des mailles est rectangulaire. Il est devenu progressivement carré avec une réduction progressive des dimensions induite par le changement d’alliage. Les stents basés sur une technologie filamentaire offrent des profils circulaires. Ainsi, deux grands profils s’opposent, les profils à section quadrangulaire et les profils à section ronde. Leur impact sur la dynamique des fluides dépend en fait essentiellement de l’épaisseur de ces mailles puis du profil lui-même. La géométrie de ce profil joue les profils de vitesse en amont et en aval du stent ; il y a création de zones de recirculation. Celles-ci sont généralement faibles de quelques dizaines de microns, juste en amont de la maille, mais augmentent considérablement en aval des mailles sur plus de 100 à 150 microns. Des profils plus arrondis, semilunaires, réduisent très significativement les perturbations hémodynamiques au point de presque les annuler (13). Les cellules endothéliales sont extrêmement sensibles aux contraintes de cisaillement que subissent ses mécanorécepteurs facilitant naturellement la promotion de facteurs de croissance cellulaire et la synthèse de molécules inhibant la coagulation. La réendothélisation est donc extrêmement sensible à une dynamique des fluides optimale c’est-à-dire là où les contraintes de cisaillement persistent au-delà de 3 pascals. Les zones de recirculation sont associées à des zones où les vitesses du sang deviennent nulles, les contraintes de cisaillement le deviennent aussi. De plus, ces zones de recirculation facilitent : - le piégeage des plaquettes préalablement activées par l’accélération du flux juste audessus des mailles ; - l’accumulation de protéases de la cascade de coagulation (13). Mais tout n’est pas si simple. Modifier le profil géométrique des mailles peut induire des instabilités mécaniques majeures lors du déploiement du stent. Ces modifications doivent donc être testées par simulation numérique, aujourd’hui très précise et sophistiquée. Modifier des profils (arrondir les bords d’une maille quadrangulaire ou aplatir une maille ronde pour obtenir une ellipse) peut a priori apparaître séduisant (et devenir de bons arguments commerciaux) pour finalement s’avérer inefficace, voire délétère en termes de dynamique des fluides (figure 2) (14). Les alliages De nouveaux alliages concernant les aciers utilisés pour les endoprothèses sont apparus au cours des dernières années. L’alliage initial, le plus connu, est l’acier 316 L. Progressivement les nouveaux alliages se sont enrichis en certains éléments : le cobalt (alliage cobalt-chrome), le platinium (alliage platinium-chrome). Un alliage totalement différent comme le titane est aussi proposé. Un changement d’alliage peut être motivé pour plusieurs raisons. L’une des premières est d’obtenir des propriétés mécaniques de rigidité supérieures à celles obtenues avec l’acier classique 316 L. La conséquence directe est la possibilité de réduire la section des mailles (en d’autre termes, la masse globale du métal) tout en conservant des propriétés mécaniques satisfaisantes. La propriété mécanique principale est la résistance du stent à la compression, compression exercée par la paroi artérielle elle-même (appelée à tort « force radiale », terme qui n’a aucun sens dans les faits puisque seul le ballon exerce une force radiale pour expandre le stent et déformer la paroi artérielle, le stent déployé n’exerce aucune force mais résiste contre la force compressive exercée par la paroi pathologique). C’est le fondement même de l’implantation d’un stent, il étaye en rigidifiant le segment artériel traité, il s'agit d'une plastification de la paroi artérielle. D’autres raisons sont possibles pour utiliser d’autres alliages comme l’amélioration de la biocompatibilité, c’est le cas du platinium et du titane. Cette notion de biocompatibilité recouvre une notion précise pour les biomatériaux, mais les conséquences cliniques pour les endoprothèses n’ont jamais pu être établies en termes de réduction du taux de resténose ou de thrombose de stent. Si de nombreuses études expérimentales in vitro ont pu mettre en évidence ces propriétés de biocompatibilité en favorisant adhésion et développement de la réendothélisation, par exemple, aucune étude clinique n’a réellement permis de montrer une différence significative. Enfin, les alliages suivant la teneur de certains composants peuvent augmenter la radio-opacité. La radio-opacité Cette propriété nécessaire au repérage angiographique et qui facilite le positionnement exact d’un stent (lésion ostiale, lésion de bifurcation, ou chevauchement) est dépendante de la nature de l’alliage. Plus le numéro atomique des composants de cet alliage est élevé et plus la radio-opacité sera importante. La masse globale d’un stent joue aussi un rôle important. La diminution progressive et bénéfique de l’épaisseur des mailles réduit dans les