FR 2771921 A1 19990611 FR 9715816 A 19971209 ENDOPROTHESE EN ACIER INOXYDABLE DESTINEE A ETRE IMPLANTEE DANS UN CONDUIT VASCULAIRE AU MOYEN D'UN BALLONNET GONFLABLE La présente invention concerne le domaine des endoprothèses, plus communément appelées "stents", qui sont utilisées en chirurgie cardio-vasculaire, en étant implantées dans un conduit vasculaire, type artère coronaire ou artères périphériques, et font office de tuteurs pour le conduit vasculaire. L'invention a plus particulièrement pour objet un stent réalisé à partir d'un tube en acier inoxydable dont la paroi a été découpée notamment par laser, et qui est destiné à être implanté dans le conduit vasculaire au moyen d'un ballonnet gonflable. Depuis une dizaine d'années, il est connu de traiter les maladies athéromateuses vasculaires, qui correspondent à des rétrécissements des artères, par des techniques de dilatation par ballonnet, appelées angioplastie. Ces rétrécissements des artères sont provoqués par une infiltration de la paroi et par la formation d'un dépôt d'athérome à l'intérieur de la lumière du vaisseau. En angioplastie, le ballonnet est introduit dans l'artère, et est gonflé en règle générale avec des pressions allant de 4 à 20 Bars, permettant d'écraser le matériel athéromateux et de boursoufler la paroi artérielle. Les techniques d'angioplastie couramment utilisées souffrent malheureusement d'un taux de récidive important d'environ 30%. Ces récidives sont dues à un double phénomène : 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, un certain nombre d'angioplasties peuvent se compliquer d'une déchirure intimale encore appelée "flap" de la paroi intérieure de l'artère, pouvant entraîner une obstruction aiguë de l'artère. Cette thrombose aiguë peut être responsable d'accidents extrêmement graves (infarctus, décès,...). Dans le but de traiter et recoller ces déchirures intimales et de diminuer la resténose en évitant le recoil secondaire, il est à ce jour largement répandu d'implanter dans le conduit vasculaire, au niveau de la zone traitée par angioplastie, une endoprothèse, plus communément appelée "stent". Ces endoprothèses ou stents peuvent se définir comme des supports métalliques agissant comme tuteurs une fois qu'ils sont introduits à l'intérieur de l'artère au niveau de la zone traitée. Dans la suite de la description, par souci de clarté, les endoprothèses seront désignés par le terme "stent". On distingue à ce jour trois types de stents : 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. L'invention se situe dans le domaine des stents réalisés à partir de tubes découpés. Les stents réalisés à partir de tubes découpés sont conçus pour être déployés au moyen d'un ballon net gonflable, lors de leur implantation dans le conduit vasculaire. A cet effet, les stents doivent être sertis sur le ballonnet, dans une position dite 4 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'être amené au contact de la paroi du conduit vasculaire. L'opération préalable de sertissage du stent sur le ballonnet doit être 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 l'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 être serti sur un ballonnet. Dans le premier cas, le sertissage du stent est effectué sur un ballonnet neuf, ayant une surface de révolution 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 général sur un ballonnet ayant déjà été préalablement utilisé pour dilater la zone du conduit vasculaire devant être 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 être suffisante pour s'opposer à la rétraction élastique de la paroi du conduit vasculaire. Un stent fabriqué à partir d'un tube découpé présente l'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 être 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 l'aspect thrombogène, dépend également de l'état de surface du stent, c'est-à-dire principalement de la rugosité de la surface du stent. L'état de surface doit être le plus lisse possible. La flexibilité du stent doit être suffisante pour permettre son acheminement dans le conduit vasculaire, qui peut être fortement sinueux, et en outre parfois calcifié. Pour améliorer la flexibilité des stents, il est largement répandu à ce jour de réaliser des stents tubulaire articulés, tels que ceux décrits par exemple dans la demande de brevet internationale WO 96/33671. 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'être articulés les uns par rapport aux autres. La malléabilité du stent est liée à différents facteurs, dont principalement la dureté du métal utilisé, I'épaisseur du stent, et la géométrie de découpe. La malléabilité du stent est à ce jour considérée comme prépondérante pour l'opération de sertissage du stent. Plus le stent est malléable, et plus il est facile de le déformer en l'écrasant localement pour le fixer sur le ballonnet. Le caractère malléable du stent est encore plus prépondérant dans le cas d'un stent destiné à être fixé sur un ballonnet usagé, compte-tenu de l'irrégularité de la surface du ballonnet. La malléabilité du stent permet de lui faire épouser le relief de la Surface irrégulière du ballonnet, et par là-même d'obtenir un fixation plus fiable du stent sur le ballonnet. Enfin, il est connu que la malléabilité du stent influe également sur le caractère flexible du stent. Plus le stent est malléable, et plus sa flexibilité est importante. A ce jour, pour fabriquer un stent tubulaire métallique, on sélectionne au départ un tube initial, par exemple en acier inoxydable, dont l'épaisseur est égale à l'épaisseur du stent final, et qui présente en outre la dureté requise pour le stent final. Sur ce tube de départ, on réalise une opération de découpe de la paroi du tube au laser, en sorte de lui donner une configuration géométrique déterminée. L'opération de fabrication se termine par une opération de nettoyage par polissage électrolytique, qui est réalisée en sorte d'arrondir les arêtes du stent, de supprimer les bavures de découpe et les résidus de la carbonisation dûs à la découpe laser. L'invention a pour principal objet un stent destiné à être implanté dans un conduit vasculaire en étant déployé sous l'effet d'expansion d'un ballonnet, et obtenu par découpe d'un tube en acier inoxydable. Le stent de l'invention se caractérise par une malléabilité suffisamment importante pour obtenir une ouverture du stent par expansion du ballonnet sous une pression inférieure ou égale à 3 bars et en particulier sous une pression comprise entre 2,5 bars et 3 bars. Les stents tubulaires commercialisés à ce jour sont conçus de telle sorte qu'ils présentent une malléabilité se traduisant par une ouverture sous une pression de gonflage du ballonnet qui est au minimum de 5 bars. On a jusqu'à ce jour considéré que cette malléabilité était suffisante pour répondre aux contraintes de sertissage et de flexibilité. En outre, il était considéré jusqu'à ce jour, par les fabricants de stents tubulaires, qu'il n'était pas envisageable d'augmenter la malléabilité des stents tubulaires existants, sans que les stents ne s'affaissent sous l'effet de rétraction élastique de la paroi du conduit vasculaire. C'est le mérite de l'invention d'avoir vaincu ce préjugé technique, en mettant en évidence qu'en réalisant un stent tubulaire découpé en acier inoxydable qui présente une malléabilité plus importante, se traduisant par une aptitude du stent à l'ouverture à une pression inférieure ou égale à 3 bars et en particulier comprise entre 2,5 bars et 3 bars, on obtenait un stent pouvant présenter une force radiale suffisante pour s'opposer de manière fiable au phénomène de rétraction élastique d'un conduit vasculaire. La plus faible pression d'ouverture du stent de l'invention procure en outre deux avantages importants : Elle permet d'obtenir une meilleure symétrie dans l'ouverture du stent. Elle contribue à diminuer l'agression de la paroi interne du conduit vasculaire par le stent lors de son ouverture, et par là-même diminue les risques de resténose par prolifération intimale. Plus particulièrement, l'endoprothèse de l'invention est obtenue en réalisant les opérations ci-après sur un tube en acier inoxydable, présentant une dureté et une épaisseur (e1) initiales supérieures à la dureté et à l'épaisseur (e2) recherchées pour l'endoprothèse finale découpe de la paroi du tube et nettoyage par polissage électrolytique, - traitement thermique d'hypertrempe, en sorte de diminuer la dureté de l'acier inoxydable, suivi d'un deuxième traitement de polissage électrolytique permettant de diminuer l'épaisseur initiale (e,) du tube de départ tout en améliorant son état de surface. II est avantageux de partir d'un tube initial présentant une dureté élevée supérieure à la dureté finale recherchée, car plus l'acier inoxydable est dur, et plus sa rugosité est faible. II est donc plus facile d'obtenir un stent présentant un meilleur état de surface. La diminution d'épaisseur liée à un double polissage électrolytique permet d'augmenter la malléabilité et la flexibilité du stent, comparativement à un stent réalisé selon le procédé connu précité, à partir d'un tube de même épaisseur initiale. Le double polissage électrolytique permet en outre d'améliorer sensiblement l'état de surface final du stent. D'autres caractéristiques et avantages de l'invention apparaîtront plus clairement à la lecture de la description ci-après d'un exemple de fabrication d'un stent de l'invention et de plusieurs configurations géométriques possibles d'un stent tubulaire selon l'invention, laquelle description est donnée à titre d'exemple non limitatif et en référence au dessin annexé sur lequel - la figure 1 illustre les étapes principales d'un procédé de fabrication d'un stent conforme à l'invention, - et les figures 2 à 4 illustrent respectivement des configurations d'un stent tubulaire selon l'invention à l'état replié. La figure 1 illustre les différentes étapes de fabrication d'un stent tubulaire 1 c conforme à l'invention, c'est-à-dire d'un stent qui est destiné à être implanté dans un conduit vasculaire tel qu'une artère coronaire ou une artère périphérique, après avoir été serti sur un ballonnet, et qui se caractérise par une malléabilité suffisamment importante pour s'ouvrir sous une pression de gonflage du ballonnet comprise entre 2,5 et 3 bars. Dans l'exemple particulier qui va à présent être décrit, ce stent 1c est réalisé à partir d'un tube la de départ, en acier inoxydable ayant une dureté initiale prédéterminée et un indice de rugosité Ra donné. De préférence, il s'agit d'un tube en acier inoxydable sans soudure pour implants chirurgicaux répondant aux spécifications de la norme ISO 5832-1. La dureté initiale du tube la mesurée en Vickers est comprise entre 360HV et 300HV; les mesures de dureté Vickers étaient réalisées sous une charge de 300g et obtenues sur une moyenne de cinq empreintes. L'indice de rugosité Ra vaut environ 0, 8pm. La longueur du tube la vaut environ 17mm. S'agissant d'un stent lc destiné à être implanté dans une artère coronaire, I'épaisseur e, et le diamètre externe d1 du tube la sont de préférence sensiblement égaux respectivement à 0, 1 mm et à 1,34mm. S'agissant d'un stent lc destiné à être implanté dans une artère périphérique de plus grand diamètre, I'épaisseur e, et le diamètre externe d, du tube la sont de préférence sensiblement égaux respectivement environ à 0,2mm et 30mm. Dans une première étape référencée 2 sur la figure 1, on procède de manière usuelle à une découpe au laser du tube la en sorte de lui donner une configuration géométrique prédéterminée telle que par exemple l'une des configurations illustrées aux figures 2 à 4. Le tube découpé lb issu de l'étape 2 subit dans une deuxième étape 3 un nettoyage par polissage électrolytique. Cette étape 3 est en soi connue et consiste à enlever de la surface du tube 1 b les bavures de découpe et les résidus de la carbonisation dus à la découpe laser, par voie électrochimique, en appliquant une densité de courant électrique donnée entre le tube la et un milieu liquide appelé électrolyte. II revient à l'homme du métier d'adapter les conditions opératoires (choix de l'électrolyte, densité de courant appliquée, durée du traitement...) au type particulier de tube lb issu de l'étape 2 pour obtenir à l'issue de L'étape 3 un tube propre dont la surface ne comporte plus de bavure et a été débarrassée de ses impuretés. A l'issue de la première étape de nettoyage par polissage électrolytique, le tube subit un traitement thermique d'hypertrempe 4 ayant pour fonction de diminuer la dureté de l'acier inoxydable. Dans un exemple précis de réalisation, ce traitement thermique d'hypertrempe est constitué par une première étape de cuisson du tube lb dans un four sous vide, suivie d'une seconde étape de refroidissement rapide du tube lb au moyen d'azote liquide. Plus particulièrement, au cours de l'étape de cuisson, le tube est porté pendant une courte durée (environ 1 minute) à une température de 1040 C ; dans l'exemple préféré de réalisation précité, la dureté Vickers de l'acier inoxydable chutait à une valeur comprise entre 200HV et 240HV. A l'issue de l'étape d'hypertrempe, le tube subit dans une étape 5, un deuxième traitement de polissage électrolytique, similaire dans sa mise en oeuvre au traitement 3, mais avec des conditions opératoires, et notamment une durée de traitement, calibrées pour obtenir une réduction d'épaisseur du tube dans une fourchette prédéterminée, et de préférence comprise entre 0,O4mm et 0,02mm. Dans un exemple précis de réalisation, pour un stent destiné à être implanté dans une artère coronaire, I'épaisseur e2 du tube lc obtenu en sortie de l'étape 4 était comprise entre 0,06mm et 0,08mm, et valait en moyenne 0,067mm pour un stent destiné à être implanté dans une artère périphérique, I'épaisseur e2 du tube lc obtenu en sortie de l'étape 4 était comprise entre 0, 16mm et 0,18mm, et valait en moyenne 0,17mm. Pour les deux types de stents précités, L'indice de rugosité Ra du stent 1 c obtenu en fin de procédé, sous l'effet du double polissage électrolytique des étapes 3 et 4 chutait à une valeur comprise entre O,lm et 0,4um, et valait en moyenne 0,2 m. La mesure de la rugosité Ra du stent lc et du tube initial de départ la était réalisée à l'aide d'un appareil de mesure d'état de surface TAYLOR-HOBSON (modèle TALYSUL F10) et d'une plaquette étalon de référence de rugosité BA5 ETRUG 301, le palpeur de l'appareil de mesure avait un rayon de 0,0025mm ; la force de mesure était de 1 00mN, la longueur de palpage était comprise entre 1 mm et 6mm. Les mesures étaient effectuées sur les génératrices du tube dans le sens longitudinal au niveau de la zone médiane du stent tubulaire. Plus particulièrement, la découpe au laser (étape 2) du tube de départ la est réalisée en sorte de conférer à la paroi du tube une configuration géométrique conforme à l'une des trois variantes des figures 2 à 4 qui vont à présent être successivement décrites et qui représentent la structure géométrique du stent à l'état de repos, c'est-àdire du stent non déployé. Si l'on se réfère à l'exemple de réalisation de la figure 2, le stent tubulaire lc est un stent articulé, constitué d'une succession de segments annulaires 6, de largeur 11, reliés deux à deux dans la direction de l'axe longitudinal 8 du stent, par des connexions courtes 7 de longueur 12. Sur la figure 2, ces connexions 7 ont la forme sensiblement d'un S avec un point d'inflexion central 7a. Chaque segment annulaire 6 fdrme un serpentin apte à se déployer, et est constitué de successions de bras 6a reliés deux à deux par une zone d'articulation 6b. Dans le cas particulier de la figure 2, lorsque lestent lc est au repos, les bras 6a du segment 6 sont sensiblement parallèles et orientés transversalement à l'axe longitudinal 8 du stent, selon un angle a valant approximativement 30 . Chaque zone d'articulation 6b est constituée par un segment orienté sensiblement perpendiculairement à l'axe longitudinal 8 du stent. Les connexions 7 relient deux segments annulaires 6 adjacents par l'intermédiaire de leurs zones d'articulation respectives 6b. Plus particulièrement, sur la figure 2, les segments annulaires 6 sont orientés successivement selon des angles a opposés, et les zones d'articulation 6b de deux segments 6 adjacents sont alignés dans la direction de l'axe longitudinal 8 du stent 1 c. Deux segments annulaires 6 adjacents et leurs connexions 7 forment une pluralité de cellules C déployables, dont l'une est représentée en traits hachurés sur la figure 2. Chaque zone d'articulation 6b d'un segment annulaire 6 est reliée à deux bras 6a et à une connexion 7 par l'intermédiaire respectivement de trois pivots P1, P2, et P3 permettant la déformation du stent 1 c lors de l'expansion du ballonnet sur lequel le stent est monté. Sur la figure 2, le pivot P2 correspond à l'articulation d'un bras 6a faisant un angle A, par rapport à la zone d'articulation 6b; dans l'exemple illustré, L'angle A est supérieur à 90 et vaut plus particulièrement environ 120 ; le pivot P1 correspond à l'articulation d'un bras 6a faisant un angle B avec la zone d'articulation 6b ; cet angle B est inférieur à 90 et vaut plus particulièrement environ 30 ; le pivot P3 correspond à la jonction d'une zone d'articulation 6b avec une connexion 7. Lorsque le stent lc passe de son état de repos de la figure 2, à son état déployé sous l'effet d'expansion d'un ballonnet, les cellules C s'ouvrent , de telle sorte que chaque bras 6a fait sensiblement un angle de 45" par rapport à l'axe longitudinal 8 du stent. Chaque bras 6a d'angle A s'ouvre d'un angle a1 d'environ 15 , tandis que chaque bras 6a d'angle B s'ouvre d'un angle a2 d'environ 75 . Dans un exemple préféré de réalisation, la largeur l1 de chaque segment 6 est de préférence comprise entre lmm et 1,5mm. Plus particulièrement, pour un stent destiné à être implanté dans une artère coronaire , cette largeur !, est de préférence comprise entre 1 mm et 1,2mm ; pour un stent destiné à être implanté dans une artère périphérique, cette largeur l1 est de préférence de l'ordre de 1,4mm. La longueur 12 des connexions 7 vaut sensiblement 0,5mm. L'épaisseur Ep des segments annulaires 6 est égale à L'épaisseur des connexions 7 et vaut sensiblement 0,lmm. L'exemple de réalisation de la figure 3 se différencie de celui de la figure 2 par la géométrie des zones d'articulation 6b des segments annulaires 6. Chaque zone d'articulation 6b est constituée par deux segments courbes S1 et S2 formant entre eux un angle B valant sensiblement 9O. Les deux angles A et B des pivots P1 et P2 sont avantageusement supérieurs ou égaux à 90ç, ce qui facilite l'ouverture du stent, comparativement au stent de la figure 2 pour lequel seul l'un des deux angles, en l'occurrence l'angle A, constitue un angle obtus. Dans l'exemple particulier de la figure 3, les angles A et B valent environ 135. L'exemple de la figure 4 se différencie de celui de la figure 3 d'une part en ce que les bras 6a des segments annulaires 6 sont orientés sensiblement parallèlement à l'axe longitudinal 8 du stent, et d'autre part en ce que les connexions 7 ont une forme différente et sont orientées dans une direction transversale d'angle y par rapport à l'axe longitudinal 8 du stent. L'orientation des bras 6a parallèlement à l'axe longitudinal 8, combinée à la structure à deux segments S1 et S2 des zones d'articulation 6b, permet avantageusement d'avoir une meilleure symétrie d'ouverture du stent, chaque bras 6a s'ouvrant sensiblement du même angle, c'est-à-dire d'environ 45 . L'orientation des connexions 7 transversalement à l'axe longitudinal 8 du stent permet de réaliser des connexions 7 dont la longueur est plus importante, ce qui permet une meilleure compensation de la diminution de la longueur du stent lors de son ouverture. Plus particulièrement, dans l'exemple de la figure 4, les connexions 7 sont constituées par un segment ondulé avec au moins quatre points d'inflexion 7a pour leur allongement . Cette structure particulière permet d'avoir une réserve de longueur plus importante comparativement aux connexions 7 des figures 2 et 3. REVENDICATIONS 1. Endoprothèse (1c), plus communément appelée "stent", destinée à être implantée dans un conduit vasculaire en étant déployée sous l'effet d'expansion d'un ballonnet, et obtenue par découpe d'un tube en acier inoxydable, caractérisée en ce qu'elle présente une malléabilité suffisamment importante pour permettre son ouverture par expansion d'un ballonnet sous une pression inférieure ou égale à 3 bars et en particulier sous une pression comprise entre 2,5 bars et 3 bars. 2. Endoprothèse selon la revendication 1 caractérisée en ce qu'elle est obtenue en réalisant les opérations ci-après sur un tube en acier inoxydable (1a), présentant une dureté et une épaisseur (e1) initiales supérieures à la dureté et à l'épaisseur (e2) recherchées pour l'endoprothèse finale découpe de la paroi du tube (la) et nettoyage par polissage électrolytique, - traitement thermique d'hypertrempe (4), en sorte de diminuer la dureté de l'acier inoxydable, suivi d'un deuxième traitement de polissage électrolytique (5) permettant de diminuer l'épaisseur initiale (e1) du tube (1a) de départ tout en améliorant son état de surface. 3. Endoprothése selon la revendication 1 caractérisée en ce qu'elle présente une dureté Vickers comprise entre 200HV et 240HV. 4. Endoprothèse selon les revendications 2 et 3 caractérisée ne ce qu'elle est obtenue à partir d'un tube en acier inoxydable de départ (la) présentant une dureté Vickers initiale comprise entre 360HV et 300HV. 5. Endoprothèse selon l'une des revendication 1 à 3 destinée à être implantée dans une artère coronaire caractérisée en ce qu'elle présente une épaisseur 6. Endoprothèse selon les revendications 2 et 5 caractérisée en ce qu'elle est obtenue à partir d'un tube en acier inoxydable de départ (la) présentant une épaisseur initiale de l'ordre de 0,îmm. 7. Endoprothèse selon l'une des revendications 1 à 3 destinée à être implantée dans une artère périphérique, caractérisée en ce qu'elle présente une épaisseur (e21 comprise entre 0,î6mm et 0,18mm. 8. Endoprothèse selon les revendications 2 et 7 caractérisée en ce qu'elle est obtenue à partir d'un tube en acier inoxydable de départ (la) présentant une épaisseur initiale de l'ordre de 0,2mm. 9. Endoprothèse selon l'une des revendications 1 à 8 caractérisée en ce qu'elle présente un indice de rugosité R, compris entre 0, ltjm et 0,4 m, et plus particulièrement de l'ordre de 0,2jim. 10. Endoprothèse selon les revendications 2 et 9 caractérisée en ce qu'elle est obtenue à partir d'un tube en acier inoxydable de départ (1a) présentant un indice de rugosité Ra d'environ 0,8pm. 1 1. Endoprothèse selon l'une des revendications 1 à 10 caractérisée en ce qu'elle est constituée par une succession de segments annulaires (6) articulés deux à deux par des connexions (7). 12. Endoprothèse selon la revendication 11 caractérisée en ce que chaque segment annulaire (6) forme un serpentin constitué par une succession de bras (6a) reliés deux à deux par une zone d'articulation (6b), en ce que chaque zone d'articulation (6b) est constituée par deux segments courts (S,) et (S2) formant entre eux un angle (fi), et en ce que chaque segment (S,) et (S2) se prolonge par un bras (6a) selon un angle (A) ou (B) supérieur ou égal à 90 . 13. Endoprothèse selon la revendication 1 1 caractérisée en ce que l'angle (ss) vaut environ 90 et les angles A et B valent sensiblement 135 . 14. Endoprothèse selon l'une des revendications 12 ou 13 caractérisée en ce que les bras (6a) de chaque segment annulaire (6) sont orientés sensiblement parallèlement à l'axe longitudinal (8) de l'endoprothèse. 15. Endoprothèse selon l'une des revendications 1 1 à 14 caractérisée en ce que chaque connexion (7) a sensiblement la forme d'un S avec un point d'inflexion central (7a). 16. Endoprothèse selon l'une des revendications 1 1 à 14 caractérisée en ce que chaque connexion (7) est orientée transversalement selon un angle (y) par rapport à l'axe longitudinal (8) de l'endoprothèse, et est constituée par un segment ondulé comportant au moins quatre points d'inflexion (7a). 17. Endoprothèse selon l'une des revendications 1 1 à 16 caractérisée en ce que la largeur (l1) des segments annulaires (6) est comprise entre 1 mm et 1,5mm.