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Polémique

Publié le 31 mai 2011Lecture 16 min

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

G. FINET, G. RIOUFOL, Hôpital cardiovasculaire L. Pradel – Hospices Civils de Lyon et INSERM U886, Lyon

La description d’un design de stent utilise plusieurs critères mécaniques pour mieux le définir(1). Ces critères de choix sont donc fondamentaux pour décider in fine de l’utilisation de tel ou tel stent non pharmacoactif. Ces critères deviennent complémentaires lors du choix d’un stent pharmacoactif. Effectivement, l’effet pharmacologique de la drogue est dans ce contexte précis le premier critère de choix. 
La connaissance de tous ces critères mécaniques s’avère particulièrement utile pour la maîtrise de nos procédures interventionnelles qui peuvent être simples mais aussi très complexes (angioplastie des bifurcations coronaires). Ces critères de choix interviennent aussi dans la gestion rigoureuse d’un appel d’offre.

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 faits la masse globale d’un stent (poids actuel environ 7 à 15 mg en moyenne). Afin d’augmenter la radio-opacité, il faut que les éléments utilisés aient un numéro atomique (Z) suffisamment élevé au-delà des numéros atomiques des composants classiques de l’acier (chrome Z = 24, manganèse Z = 25, fer Z = 26, cobalt Z = 27 et nickel Z = 28). Ainsi, les alliages Cr-Co ne peuvent augmenter la radio-opacité : les numéros atomiques sont quasi identiques. L’introduction de platinium (Pt, Z = 78) ou le titanium lui-même (Ti, Z = 81) avec des numéros atomiques élevés sont fortement atténuateurs des rayons X et sont ainsi plus radio-opaques. Rappelons que l’or (Au, Z = 79) est très radio-opaque et les marqueurs en or toujours utilisés par certains constructeurs.  Figure 2. Simulations numériques de la dynamique axiale des fluides (sang) perturbée par une maille (enfoncée de 20 microns dnas la paroi) de section rectangulaire de 100 microns d'épaisseur (A), ronde de 110 microns (B), rectangulaire de 50 microns (C), et deux profils spéciaux proposés par certains constructeurs : quadrangulaire arrondi de 90 microns d'épaisseur et elliptique de 70 microns. Des zones de recirculation apparaissent en amont des mailles et surtout en aval. L'épaisseur des mailles joue un rôle déterminant en réduisant ces zones (comparaison entre A et C), la forme elle-même n'influence que peu ces zones de recirculation (comparaison entre A et B). Les deux formes « innovantes » (D et E) génèrent en fait plus de perturbation en créant des zones de blocage des écoulements (F. Clottes, J. Ohayon, G. Finet(14)). Caractéristiques du design tridimensionnel d’un stent La flexibilité  C’est la propriété qui qualifie la capacité de progression d’un dispositif ballon/stent pour le franchissement d’une lésion. Cette flexibilité est donc fortement dépendante du design tridimensionnel du stent, de l’épaisseur des mailles, et surtout, du couple ballon-stent(15). En effet, les propriétés mécaniques du ballon influencent de manière très significative le résultat final du dispositif. Paradoxalement, certains ballons peuvent être à l’origine des 2/3 de la rigidité du dispositif, bien plus que le stent lui-même ce qui peut paraître a priori paradoxal. Des tests mécaniques de flexibilité sont proposés sur des bancs d’expérimentation afin de quantifier précisément la pression qu’il est nécessaire d’exercer pour franchir des segments artériels tortueux avec ou sans lésions plus ou moins complexes. Cette quantification précise offre la possibilité d’obtenir des comparatifs entre plusieurs stents. Ce sont typiquement ces comparaisons objectives et quantifiées qui manquent totalement à notre profession, ces comparaisons devant être réalisées par des laboratoires totalement indépendants. La conformabilité  Cette propriété qualifie les capacités de flexibilité du stent après son implantation dans des segments artériels courbes. Cette conformabilité est strictement dépendante du maillage tridimensionnel du stent et prend surtout en compte les propriétés mécaniques des connecteurs. Les courbures artérielles prononcées vont contraindre le stent de telle manière que ces connecteurs travailleront en compression sur la partie interne de la courbure et en traction sur la partie externe de la courbure. Ces connecteurs devront pouvoir se déformer et leur forme ou géométrie jouera un rôle essentiel. Le stent devrait se conformer aux courbures artérielles et non l’inverse, au prix de contraintes de cisaillement excessives concentrées sur les jonctions artère-stent.  Le recul élastique  Il s’agit d’un élément indésirable puisque le recul élastique après implantation est une conséquence directe de la courbe d’élastoplasticité de l’alliage utilisé. Une fois le stent déployé, après déflation, le diamètre du stent va se réduire d’un certain pourcentage, pourcentage qui caractérise le recul élastique(16). Plus le recul élastique est important et plus il sera nécessaire d’augmenter les pressions d’inflation afin de créer un surdéploiement du stent qui corrigera, après déflation, ce défaut. Cette exigence de surinflation est un élément qui est en effet indésirable puisqu’il exige une augmentation du diamètre du ballon au-delà des diamètres artériels de référence adjacents, avec le risque de dissection artérielle ou de rupture de lésion lipidonécrotique.  L’analyse des courbes d’élastoplasticité des différents alliages utilisés en cardiologie interventionnelle montre que les nouveaux alliages génèrent un recoil élastique plus important après le même déploiement. Cet élément est à prendre en compte car il est souvent masqué dans les informations fournies par les compagnies. C’est ainsi que les alliages Co-Cr plus rigides que l’acier 316 L exposent malheureusement à un recul élastique au moins deux fois supérieur à celui obtenu avec l’acier 316 L (pris comme référence), les alliages Pt-Co ont un recul élastique moindre mais toujours supérieur au A316 L.  La résistance à la compression  Cette propriété est, bien entendu, la propriété majeure et première d’un stent. Après déploiement, un stent doit résister à la compression extrinsèque exercée par la paroi artérielle. Cette propriété est dépendante de plusieurs éléments : le maillage tridimensionnel du stent, l’alliage utilisé, la section et la géométrie des mailles. Son évaluation quantitative exige des tests mécaniques sur banc d’expérimentation(17). Malgré l’utilisation d’alliages plus rigides (Co- Cr, Pt-Co ou Ti), la réduction de l’épaisseur et de la largeur des mailles des stents a pour conséquence une certaine réduction de cette résistance à la compression. En effet, cette propriété de résistance est proportionnelle au carré de l’épaisseur de la maille et linéairement proportionnelle à sa largeur ; pour un stent à section ronde, elle est proportionnelle au cube du diamètre de la maille. Les nouveaux stents semblent être efficaces mais plusieurs cas cliniques montrent des résultats surprenants lors du traitement des lésions fibrocalcifiées ou ostiales. Là aussi, nous ne disposons d’aucune quantification objective et comparative.  La taille des cellules  Le stent subit des déstructurations dans le traitement des bifurcations coronaires. L’accessibilité à la branche collatérale est un élément fondamental et la capacité d’un maillage à pouvoir être déformé de manière circulaire sans déstructurer les mailles voisines est donc un important critère de choix. La possibilité d’extension du diamètre d’une cellule dépend du design tridimensionnel du stent et doit être réellement expérimentée sur banc afin d’en avoir une idée particulière. De plus, les maillages tridimensionnels doivent être homogènes et tous les maillages hétérogènes (alternance petite cellule/grande cellule) doivent être proscrits. En effet, aucun opérateur ne peut sélectionner précisément une cellule. Figure 3. Exemple de comparaison entre deux stents utilisant un morphogramme radar à 8 critères semi-quantitatifs compris entre 0 et 5 (Annexe). Cinq est la meilleure valeur pour chaque critère (le plus faible profil de franchissement, l’épaisseur la plus fine de la maille, la largeur la plus grande pour la maille, la surface de couverture la plus grande, le plus faible recul élastique, le diamètre de cellule le plus grand après dilatation, le maillage tridimensionnel après déploiement le plus homogène, la meilleure radio-opacité). Figure 4. Exemple de comparaison entre trois stents des effets de la dilatation de la branche fille collatérale. Le résultat dépend de plusieurs critères : le maillage tridimensionnel, les dimensions des mailles, le nombre et la forme des connecteurs. Figure 5. Exemple de déstructuration inattendue après implantation optimale d’un stent dans un banc de bifurcation de tronc coronaire gauche : 4,42 mm/3,5 mm/3,0 mm. (implantation au diamètre précis du vaisseau fille, ici 3,5 mm – dilatation au diamètre précis du vaisseaumère, 4,5 mm, « Proximal Optimizing Technique : O. Darremont », puis dilatation de la branche collatérale à 3,0 mm). Le design de gauche utilise une sinusoïde spécifique à l’entrée et à la sortie du stent, mais son comportement l’empêche de se déployer car cette sinusoïde est totalement étirée, limitant son expansion et créant une malapposition toute proximale non rencontrée avec les autres stents testés. À droite, le ballon inflaté dans la branche collatérale déstructure exagérément le design du stent et crée ainsi un large zone non étayée et un chevauchement de certaines sinusoïdes. Figure 6. Exemple de comparaison des 7 plateformes des stents pharmacoactifs implantés selon la méthode décrite dans la légende de la figure 5. L’aspect global de chaque stent peut être ainsi évalué (espacement entre chaque sinusoïde et leur finesse, homogénéité ou asymétrie de répartition des mailles, extension excessive ou non des mailles, surface de couverture, malapposition locale, distorsion du maillage).  

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