FR 3147704 A1 20241018 FR 2303720 A 20230413 La présente invention propose un procédé de fabrication d’endoprothèse, notamment vasculaire, comprenant l’impression 3D (100) d’une membrane creuse en élastomère thermoplastique et la solidarisation (200) d’une armature métallique repliable sur la membrane creuse pour former un assemblage membrane-armature. La solidarisation comprend (i) l’impression 3D (201) d’une membrane additionnelle en élastomère thermoplastique, la disposition (202) de l’armature métallique repliable entre la membrane creuse et la membrane additionnelle pour obtenir un assemblage, le trempage (204) de l’assemblage dans un solvant organique pour obtenir l’assemblage membrane-armature et le séchage (205) de l’assemblage membrane-armature ; ou (ii) la disposition (212) de l’armature métallique repliable sur la membrane creuse pour obtenir un assemblage et l’enduction par trempage (214) dans une solution dans un solvant organique puis séchage (215) de l’assemblage. Figure de l’abrégé : FIG. 1 FABRICATION D'UNE ENDOPROTHÈSE PAR IMPRESSION 3D La présente divulgation relève du domaine des endoprothèses vasculaires et notamment des procédés de fabrication d’endoprothèses vasculaires et particulièrement d’endoprothèses vasculaires destinées à un séjour supérieur à 30 jours dans le corps d’un patient. Une telle endoprothèse vasculaire permet notamment le traitement endovasculaire des anévrismes de l’aorte abdominale. L’anévrisme de l’aorte abdominale (AAA) est une pathologie se traduisant par une dilatation localisée de l’aorte au niveau de l’abdomen. L’évolution naturelle des anévrismes soumis à la pression artérielle est la croissance de la dilatation de façon continue jusqu’à la rupture. Dans ce cas, le taux de mortalité est très élevé et atteint 80% [1]. Un des traitements préventifs contre cette complication est la réparation endovasculaire. Par voie fémorale, une endoprothèse est introduite à l’aide d’un cathéter puis larguée au niveau d’une zone saine de l’anévrisme, généralement le collet proximal de celui-ci. L’endoprothèse y est déployée afin d’exclure l’anévrisme du flux sanguin. Par exemple Cook Medical, Medtronic ou encore Vascutek proposent de telles endoprothèses en trois modules pour anévrisme simple : un corps principal bifurqué et deux jambages iliaques. Le corps principal présente une branche proximale tubulaire de plus grand diamètre prolongée par deux branches distales tubulaires de diamètres plus petits. Les jambages iliaques également tubulaires s’insèrent dans chacun des deux branches distales. Chacun des modules est équipé d’une armature suturée par des fils de polypropylène sur une membrane en polyester tissé. Cette armature, appelée Z-stents, est faite de fils en Nitinol qui est un alliage métallique à base nickel-titane et à mémoire de forme. Chaque fil forme un anneau et est plié de manière à former des zig-zags. Les trois modules sont disponibles en plusieurs tailles standardisées. Dans le cas des anévrismes complexes, c’est-à-dire lorsque les artères viscérales ou rénales sont impliquées, les praticiens hospitaliers utilisent des endoprothèses dites fenêtrées, i.e. équipées d’ouvertures afin de permettre la perfusion des artères splanchniques. Par exemple, Cook Medical, Medtronic propose une endoprothèse en trois modules : un composant proximal, un composant bifurqué et enfin un jambage iliaque controlatéral. Le composant proximal est tubulaire et équipé de fenêtres afin de perfuser sélectivement les artères rénales ou viscérales. La structure de ces modules est identique à celle des modules d’endoprothèse pour anévrisme simple. Ces endoprothèses pour anévrisme complexes doivent être spécifiques au patient, c’est-à-dire conçues en tenant compte de l’anatomie aortique du patient. Malgré cela, les modules sont standardisés, c’est-à-dire qu’ils permettent de traiter seulement environ 70% des patients. Ce chiffre diffère en outre selon les morphologies d’anévrisme. En outre, ces modules standardisés sont sous forme de tubes. Alternativement, les praticiens hospitaliers ont développé des techniques dites « off-the-shelf » en utilisant les endoprothèses standards disponibles. Par exemple, Lobato et al. [2] ont mis au point la technique du « sandwich » en 2012 afin de traiter les anévrismes thoraco-abdominaux (ATA) de type I, II, II et IV. Pour les ATA de type I (type II, II et IV respectivement), ils associent en parallèle des stents auto-expansibles couverts pris en sandwich entre deux segments d’endoprothèse standard bifurquée aortique et thoracique. Pour réaliser des endoprothèses fenêtrées, une étape de dimensionnement est nécessaire afin d’assurer le bon positionnement des fenêtres au niveau des artères splanchniques cibles. Après l’analyse et la reconstruction des données de l’angioscanner, les positions et les dimensions des vaisseaux sont relevés puis reportés sur un schéma de planification. Les fenêtres sont ensuite réalisées manuellement par le chirurgien en salle d’opération juste avant l’implantation à l’aide d’un cutter laser. Le caractère manuel des étapes de dimensionnement et de positionnement puis la réalisation des fenêtres induit ainsi une incertitude de mesure et une variabilité inter-opérateur d’une étape à une autre [3]. L’incertitude de mesure ainsi que la variabilité inter-opérateur observées peuvent entraîner la survenue d’endofuites, traduisant une inadéquation de l’endoprothèse. Il s’agit notamment des endofuites de type III, désignant la perte d’étanchéité au niveau des fenêtres dans le cas de la réparation endovasculaire fenêtrée. Afin de réaliser des endoprothèses personnalisées, l’impression 3D a été récemment utilisée. Lei et al. [4, 5] utilisent l’impression 3D comme technique de prototypage rapide d’un noyau sacrificiel. Ce noyau sacrificiel en poly(acétate de vinyle) (PVA) soluble dans l’eau sert à la formation d’un film de polyuréthane (PU) par revêtement. L’armature est positionnée sur le noyau sacrificiel puis enfermée entre deux couches de PU obtenues par enduction par trempage (dip-coating) vertical dans une solution de PU dont le solvant est le tétrahydrofurane (THF). Après séchage par évaporation du THF, le système est plongé dans de l’eau afin de dissoudre le noyau sacrificiel fabriqué par impression 3D. Le passage par un noyau sacrificiel induit malheureusement une perte de temps et de matériaux. En outre, il est nécessaire de gérer le risque lié au solvant et ainsi qu’au PVA résiduel. Enfin, cette technique n’est pas très adaptée pour des endoprothèses à fenêtres. La présente invention vient améliorer la situation. Ainsi, il est proposé un procédé de fabrication d’endoprothèse, notamment vasculaire, comprenant l’impression 3D d’une membrane creuse en élastomère thermoplastique ; et la solidarisation d’une armature métallique repliable sur la membrane creuse pour former un assemblage membrane-armature. La solidarisation comprend : (i) l’impression 3D d’une membrane additionnelle en élastomère thermoplastique, la disposition de l’armature métallique repliable entre la membrane creuse et la membrane additionnelle pour obtenir un assemblage, le trempage de l’assemblage dans un solvant organique pour obtenir l’assemblage membrane-armature et le séchage de l’assemblage membrane-armature ; ou (ii) la disposition de l’armature métallique repliable sur la membrane creuse pour obtenir un assemblage et l’enduction par trempage dans une solution dans un solvant organique puis séchage de l’assemblage. Ce procédé permet la fabrication d’endoprothèses réellement personnalisées fenêtrées ou non. L’impression 3D peut comprendre la randomisation des points de départ de chacune des couches déposées. L’élastomère thermoplastique peut être choisi parmi les polyuréthanes thermoplastiques. Le solvant organique peut être choisi parmi le tétrahydrofurane, le diméthylformamide, le diméthylsulfoxyde, et le N-méthylpyrrolidine. La solidarisation peut comprendre l’enduction par trempage puis séchage et celle-ci est réalisée 1, 2, 3, 4 ou 5 fois. L’enduction par trempage puis séchage peut être réalisée jusqu’à une épaisseur totale comprise entre 0,6 mm et 0,9 mm. Le séchage peut être réalisé à une température comprise entre 20 et 70°C, de préférence entre 20°C et 50°C, toujours de préférence entre 20°C et 30°C. Le séchage peut être réalisé sous vide. Le procédé peut comprendre en outre le sertissage de l’endoprothèse à l’intérieur d’un cathéter d’introduction. La forme de la membrane creuse et, le cas échéant, de la membrane additionnelle peut être déterminée à partir de données anatomiques d’un patient. D’autres caractéristiques, détails et avantages apparaîtront à la lecture de la description détaillée ci-après, et à l’analyse des dessins annexés, sur lesquels : Fig. 1 est un schéma montrant les étapes d’un exemple de procédé de fabrication d’endoprothèse selon l’invention. Fig. 2 est un schéma montrant les étapes d’un premier exemple de fixation d’une armature métallique sur une membrane creuse du procédé de la . Fig. 3 est une illustration des étapes de la . Fig. 4 est un schéma montrant les étapes d’un autre exemple de fixation d’une armature métallique sur une membrane creuse du procédé de la . Fig. 5 est une illustration des étapes de la . Fig. 6 est un schéma montrant les étapes d’un autre exemple de procédé de fabrication d’endoprothèse selon l’invention. Un procédé de fabrication d’endoprothèse, notamment une endoprothèse aortique vasculaire, selon la présente invention sera décrit ci-après en référence aux à 6. Ce procédé comprend : - l’impression 3D 100 d’une membrane creuse 10 en élastomère thermoplastique ; et - la solidarisation 200 d’une armature métallique 12 sur la membrane creuse 10 pour former un assemblage 18 membrane-armature. L’impression 3D 100 peut être réalisée par une technologie de fabrication additive, par exemple l’extrusion de matière fondue, l’agglomération ou durcissement de matière à l’aide de la lumière ou encore le frittage de poudre. Parmi les techniques d’extrusion de matière fondue, on peut citer l’extrusion directe de granulés (en anglais direct pellet printing , DPP) et le dépôt de filament fondu (en anglais fuse d deposition mode l ling , FDM). Le filament utilisé peut être à son tour issu d’une extrusion à partir de granulés. Parmi les techniques d’agglomération ou durcissement de matière à l’aide de la lumière, on peut citer la stéréolithographie (SLA). Enfin, parmi les techniques de frittage de poudre, on peut citer le frittage sélectif laser (en anglais selective laser sintering , SLS). De préférence, les techniques d’extrusion de matière fondue sont préférées, notamment pour leur facilité de mise en forme n’impliquant ni solvant, ni liant ou initiateur de polymérisation. L’impression 3D 100 peut être notamment réalisée à partir de données d’imagerie médicale telle que l’angioscanner préopératoire. Ainsi, les limitations concernant la forme de l’endoprothèse pourraient être levées car cette technique rendrait l’endoprothèse réellement sur-mesure. En effet, les variations de diamètre ainsi que les différentes courbures propres à l’anatomie aortique du patient pourraient être rendues compte dans la forme de l’endoprothèse. En outre, avec l’évolution et l’intégration dans les services de chirurgie vasculaire des logiciels d’imagerie pour le diagnostic des AAA et le dimensionnement des endoprothèses, les endoprothèses aortiques fabriquées par impression 3D à partir de l’angioscanner préopératoire du patient pourraient être fabriquées sur site, en pharmacie centrale par exemple. Cette éventualité présente l’avantage de réduire les délais de fabrication et d’acheminement. Ainsi, les étapes de fabrication, de stérilisation et de livraison en salle blanche de l’endoprothèse aortique fabriquée par impression 3D pourront être réalisées en quelques jours. L’impression 3D 100 peut comprendre la randomisation des points de départ, notamment pour les épaisseurs les plus élevées. Si les points de départ ne sont pas randomisés, l’impression peut former à l’endroit des points de départ une jointure marquée le long de la longueur de l’endoprothèse. Cette jointure présente potentiellement des risques d’éclatement lors de la manipulation de la membrane pendant la fabrication de l’endoprothèse, voire lors de l’utilisation de cette dernière. En revanche, la randomisation des points de départ permet d’éviter la formation d’une telle jointure renforçant la solidité de l’endoprothèse. La membrane creuse 10 peut présenter une forme tubulaire, c’est-à-dire avec une paroi latéralement refermée sur elle-même formant une lumière et deux extrémités ouvertes. Alternativement, la membrane creuse peut être bifurquée et formée d’une portion de tronc tubulaire bifurquant à l’une de ses extrémités en deux portions jambières tubulaire de plus petit diamètre que la portion de tronc. Une telle forme est particulièrement adaptée à l’aorte abdominale. L’une des portions jambières peut être plus longue que l’autre. Cependant, la membrane creuse n’est pas limitée à ces formes et peut prendre toute forme adaptée anatomiquement au site de pose de l’endoprothèse. Les élastomères thermoplastiques sont des matériaux peu coûteux et leur utilisation comme matière première pour la fabrication des EDP réduit ainsi le coût de production. L’élastomère thermoplastique peut être un polyuréthane thermoplastique, c’est-à-dire qu’il comprend une fonction uréthane –NH(CO)O– pouvant être obtenue par polyaddition entre un polyol, –(OH–R’–OH) n –, et un diisocyanate, OCN–R–NCO, donnant –(R’OOC–NH–R–NH–COOR’)–. Le diisocyanate peut être un diisocyanate aromatique ou un diisocyanate aliphatique. Parmi les diisocyanates aromatiques, on peut citer le 4,4-diisocyanate de diphénylméthylène (4,4-MDI), le 2,4-diisocyanate de toluène (2,4-TDI) et le 2,6-diisocyanate de toluène (2,6-TDI). Parmi les diisocyanates aliphatiques, on peut citer le 1,6-diisocyanate d’hexaméthylène (HDI), le 4,4-diisocyanate de dicyclohexylméthane (H 12 MDI) et le diisocyanate d’isophorone (IPDI). Le polyol peut être un polyester, un polyéther ou un polycarbonate. Parmi les polyesters, on peut citer le polycaprolactone (PCL). Parmi les polyéthers, on peut citer le polyéthylène glycol (PEG), le polyoxyde de tétraméthylène (PTMO) et le polyhexaméthylène glycol (PHMG). Parmi les polycarbonates, on peut citer le poly(carbonate d’hexaméthylène) (PHMC), le poly(carbonate de 1,6-hexyl-1,2-éthyle) (PHEC). Un allongeur de chaine peut être utilisé lors de la synthèse du polyuréthane thermoplastique. L’allongeur de chaine est un composé de faible masse moléculaire (typiquement inférieure à 400 g/mol) et permet d’espacer les groupements isocyanates voisins. L’allongeur de chaine peut être un diol ou une diamine. Parmi les diols, on peut citer le 1,4-butanediol (BDO). Parmi les diamines, on peut citer l’éthylène diamine (EDA) et l’hexaméthylènediamine (HMD). L’armature métallique 12 peut être composée d’un ou de plusieurs stents, notamment 2, 3, 4, 5, 6, 7, 8, 9 ou 10 stents. Dans le cas d’une membrane creuse bifurquée, des stents peuvent être prévus dans la portion de tronc et les portions jambières. Par exemple, les stents peuvent être des z-stents, c’est-à-dire des stents annulaires composés d’un fil de métal en zigzag. Les sommets du zigzag formés sur un même côté peuvent être reliés entre eux par un fil de métal en anneau ou en être dépourvus. De préférence, l’armature métallique est en Nitinol. Grâce à l’utilisation de l’impression 3D et les étapes de fixation particulières, il est possible de créer des endoprothèses personnalisées sur-mesure. C’est pourquoi la forme de la membrane creuse 10 est adaptée à des données anatomiques d’un patient à qui l’endoprothèse est destinée. Ainsi, le procédé peut comprendre en outre la récupération de données anatomiques d’un patient à qui l’endoprothèse est destinée. Ces données anatomiques peuvent être obtenues en imagerie médicale par tomodensitométrie. À partir de ces données anatomiques, un modèle virtuel est généré permettant l’impression 3D de la membrane creuse et, le cas échéant, de la membrane additionnelle de sorte à ce qu’elles épousent l’anatomie du patient à qui elles sont destinées. Dans un premier mode de réalisation, notamment illustrée par les figures 2 et 3, la solidarisation 200 de l’assemblage 18 peut comprendre l’impression 3D 201 d’une membrane additionnelle 14 en élastomère thermoplastique, la disposition 202 de l’armature métallique 12 repliable entre la membrane creuse 10 et la membrane additionnelle 14 pour obtenir un assemblage 18 et le trempage 204 de l’assemblage 18 puis le séchage 205 pour obtenir l’assemblage 18 membrane-armature. Les mêmes techniques d’impression 3D mentionnées plus haut peuvent être utilisées pour l’impression 3D de la membrane additionnelle. Les mêmes élastomères mentionnés plus haut peuvent être utilisés pour l’impression 3D de la membrane additionnelle. La membrane additionnelle 14 présente un diamètre extérieur inférieur au diamètre intérieur de la membrane creuse 10 pour y être insérée formant ainsi un espace entre les deux membranes. L’espace est suffisamment grand pour loger l’armature métallique, notamment les stents 12 . Par exemple, l’espace entre la membrane creuse 10 et la membrane additionnelle 14 peut mesurer de 0,1 à 1 mm. La membrane additionnelle 14 est typiquement semblable à la membrane creuse 10 mais adaptée pour s’insérer à l’intérieur de la membrane creuse 10 . La disposition 202 peut comprendre le positionnement de l’armaturer métallique 12 , notamment les stents, sur la surface externe de la membrane additionnelle et l’enfilage de la membrane creuse 1 0 sur l’assemblage 18 de l’armature métallique 12 et de la membrane additionnelle 14 . Alternativement, la disposition 202 peut comprendre le positionnement de l’armature métallique 12 , notamment des stents, sur la surface interne de la membrane creuse 10 et l’enfilage de la membrane additionnelle 14 à l’intérieur de l’assemblage 18 membrane creuse-armature métallique. Le trempage 20 4 peut être réalisé par trempage dans une solution 2 d’élastomère thermoplastique dont le solvant est organique. Les élastomères thermoplastiques utilisables ont été mentionnés ci-dessus. Le solvant organique peut être le tétrahydrofurane (THF), le diméthylformamide (DMF), le diméthylsulphoxide (DMSO) ou le N-méthylpyrrolidine (NMP). Le trempage 204 dans la solution d’élastomère thermoplastique, par exemple du polyuréthane thermoplastique, permet par capillarité à la solution de pénétrer dans l’espace libre entre la membrane creuse 10 et la membrane additionnelle 14 et provoquer le gonflement des chaines macromoléculaires de l’élastomère thermoplastique en surface de chacune des deux membranes 10 , 14 . Les chaines macromoléculaires en surface des deux membranes 10 , 14 et celles de l’élastomère thermoplastique en solution s’enchevêtrent ajoutant ainsi de la matière. La concentration de la solution mesurée en poids d’élastomère thermoplastique sur volume de solvant peut être choisie de manière à avoir une viscosité inférieure à 3 Pa.s, voire inférieures à 2,8 Pa.s, ou encore inférieure à 2,7 Pa.s ; la viscosité étant mesurée par rhéomètre rotatif équipé d’un mobile plan de 20 mm, à un taux cisaillement de 100 s –1 et à une température de 20°C. Cette concentration peut être comprise entre 5 et 15 g pour 100mL de solvant, par exemple 7,5%, 10%, ou encore 12,5%. Alternativement, le trempage 20 4 peut être réalisé par trempage dans un solvant organique 3 . Le solvant organique 2 peut être le tétrahydrofurane (THF), le diméthylformamide (DMF), le diméthylsulphoxide (DMSO) et le N-méthylpyrrolidine (NMP). Le trempage 204 dans le solvant organique 2 seul permet par capillarité au solvant de pénétrer dans l’espace libre entre la membrane creuse 10 et la membrane additionnelle 14 et provoquer le gonflement des chaines macromoléculaires de l’élastomère thermoplastique en surface de chacune des deux membranes 10 , 14 provoquant la solidarisation des deux membranes 10 , 14 par enchevêtrement des chaines macromoléculaires en surface des deux membranes 10 , 14 . Selon un autre mode de réalisation, notamment illustré par les figures 4 et 5, la solidarisation 200 peut comprendre la disposition 21 2 de l’armature métallique 12 , notamment des stents repliables, sur la membrane creuse 10 pour obtenir un assemblage 18 et l’enduction par trempage 214 puis séchage 215 de cet assemblage 18 . Notamment, l’armature métallique 14 peut être disposée sur la surface externe de la membrane creuse 10 ou sur la surface interne de la membrane creuse 10 . L’enduction par trempage 214 puis séchage 215 de l’assemblage 18 peut être réalisée en utilisant la même solution 2 d’élastomère thermoplastique telle que décrite ci-dessus. Dans ce mode de réalisation, une couche d’élastomère thermoplastique recouvre la membrane creuse 10 et l’armature métallique 12 . Cette couche peut être épaissie en réalisant plusieurs cycles 216 de d’enduction par trempage 214 et séchage 215 . Par exemple, l’enduction par trempage 214 et séchage 215 peut être réalisée 1, 2, 3, 4 ou 5 fois. L’enduction par trempage 214 et séchage 215 peut être réalisée jusqu’à obtenir une épaisseur totale comprise entre 0,6 et 0,9 mm. Dans les deux modes de réalisation, le séchage 205 , 215 peut être est réalisé sous un flux d’air chaud. Le séchage 205 , 215 peut être réalisé à une température comprise entre 20 et 70°C, de préférence entre 20°C et 50°C, toujours de préférence entre 20°C et 30°C. Le séchage 205 , 215 peut être réalisé par rotation à une vitesse comprise entre 150 et 230 rpm, de préférence entre 170 et 210 rpm, toujours de préférence entre 180 et 200 rpm, par exemple à 190 rpm et à l’aide d’un pistolet thermique. Ce séchage 205 , 215 est de préférence réalisé dans des conditions de pression ambiantes. Le séchage 205 , 215 peut être réalisé sous un vide de 55 à 85 cmHg, de préférence de 60 à 80 cmHg, toujours de préférence de 65 à 75 cmHg, par exemple à 70 cmHg. De préférence le séchage 205 , 215 est réalisé à une température comprise entre 19°C et 25°C. Ce séchage 205 , 215 peut être réalisé pendant une durée comprise entre 20 et 30 h, de préférence entre 22 et 27 h, toujours de préférence entre 23 et 26 h. Le séchage 205 , 215 peut encore être effectué en deux étapes : une première étape aux conditions de pression ambiantes et une deuxième étape sous vide comme décrites ci-dessus. Par exemple, le séchage 205 , 215 peut comprendre deux étapes, une première étape à rotation aux vitesses décrites ci-dessus pendant 15 à 25 min, de préférence pendant 18 à 22 min, toujours de préférence pendant 19 à 21 min, par exemple pendant 20 min ; et une deuxième étape sous vide aux valeurs ci-dessus pendant 19 à 29 h, de préférence pendant 21 à 27 h, toujours de préférence pendant 22 à 26 h, par exemple pendant 24 h. Dans les deux modes de réalisation, la solidarisation 200 peut comprendre un traitement thermique suivi d’un refroidissement 203 , 213 , notamment avant le trempage 204 , 214 et le séchage 205 , 215 . Le traitement thermique suivi du refroidissement 203 , 213 provoque une réorganisation des chaines macromoléculaires et la contraction de la ou des membranes 10 , 14 autour de l’armature métallique 12 . Le traitement thermique 203 , 213 peut être réalisé à une température comprise entre 130 et 190°C, de préférence entre 145 et 175°C, toujours de préférence entre 150 et 170°C, par exemple 160°C. Le traitement thermique 203 , 213 peut être réalisé pendant une durée comprise entre 8 et 12 min, de préférence entre 9 et 11 min, toujours de préférence entre 9,5 et 10,5 min, par exemple pendant 10 min. La solidarisation 200 peut comprendre en outre l’insertion d’une barre métallique à l’intérieur de l’assemblage 18 membrane-armature avant le traitement thermique 203 , 213 , notamment lorsque le solvant organique utilisé est le THF, avant le traitement thermique. Le procédé peut comprendre en outre le sertissage 300 de l’assemblage 18 à l’intérieur du cathéter d’introduction (encore appelé crimping en anglais). Le sertissage 300 permet à l’assemblage 18 de se replier sur lui-même. Le sertissage 300 permet à l’assemblage d’être inséré à l’intérieur du cathéter d’introducteur. Idéalement, le sertissage 300 peut être en étoile. Bibliographie 1. Reimerink, J. J. et al. , « Systematic Review and Meta-Analysis of Population-Based Mortality from Ruptured Abdominal Aortic Aneurysm », in BJS (British Journal of Surgery) 2013, 100 (11), 1405–1413. https://doi.org/10.1002/bjs.9235. 2 Lobato, A. C. et al. , « A New Technique to Enhance Endovascular Thoracoabdominal Aortic Aneurysm Therapy—The Sandwich Procedure », in Seminars in Vascular Surgery 2012, 25 (3), 153–160. https://doi.org/10.1053/j.semvascsurg.2012.07.005. 3 Banno, H. et al. , « Inter-Observer Variability in Sizing Fenestrated and/or Branched Aortic Stent-Grafts », in European Journal of Vascular and Endovascular Surgery 2014, 47 (1), 45–52. https://doi.org/10.1016/j.ejvs.2013.10.008. 4 Lei, Y. et al. , « A New Process for Customized Patient-Specific Aortic Stent Graft Using 3D Printing Technique », in Medical Engineering & Physics 2020, 77, 80–87. https://doi.org/10.1016/j.medengphy.2019.12.002. 5 Lei, Y. et al. , « An Innovative Customized Stent Graft Manufacture System Assisted by 3D Printing Technology », in The Annals of Thoracic Surgery 2020. https://doi.org/10.1016/j.athoracsur.2020.07.013. Procédé de fabrication d’endoprothèse, notamment vasculaire, comprenant : - l’impression 3D (100) d’une membrane creuse (11) en élastomère thermoplastique ; et - la solidarisation (200) d’une armature métallique (12) repliable sur la membrane creuse pour former un assemblage (18) membrane-armature ; dans lequel la solidarisation comprend : - l’impression 3D (201) d’une membrane additionnelle (14) en élastomère thermoplastique, la disposition (202) de l’armature métallique repliable entre la membrane creuse et la membrane additionnelle pour obtenir un assemblage, le trempage (204) de l’assemblage dans un solvant organique pour obtenir l’assemblage membrane-armature et le séchage (205) de l’assemblage membrane-armature ; ou - la disposition (212) de l’armature métallique repliable sur la membrane creuse pour obtenir un assemblage et l’enduction par trempage (214) dans une solution dont le solvant est organique, puis séchage (215) de l’assemblage. Procédé selon la revendication 1, dans lequel l’impression 3D comprend la randomisation des points de départ de chacune des couches déposées. Procédé selon la revendication 1 ou la revendication 2, dans lequel l’élastomère thermoplastique est choisi parmi les polyuréthanes thermoplastiques. Procédé selon la revendication 1 ou la revendication 2, dans lequel le solvant organique est choisi parmi le tétrahydrofurane, le diméthylformamide, le diméthylsulfoxyde, et le N-méthylpyrrolidine. Procédé selon l’une des revendications 1 à 3, dans lequel la solidarisation comprend l’enduction par trempage puis séchage et celle-ci est réalisée 1, 2, 3, 4 ou 5 fois. Procédé selon la revendication 5, dans lequel l’enduction par trempage puis séchage est réalisée jusqu’à une épaisseur totale comprise entre 0,6 mm et 0,9 mm. Procédé selon l’une des revendications 1 à 6, dans lequel le séchage est réalisé à une température comprise entre 20 et 70°C, de préférence entre 20°C et 50°C, toujours de préférence entre 20°C et 30°C. Procédé selon l’une des revendications 1 à 7, dans lequel le séchage est réalisé sous vide. Procédé selon l’une des revendications 1 à 8, comprenant en outre le sertissage de l’endoprothèse à l’intérieur d’un cathéter d’introduction. Procédé selon l’une des revendications 1 à 9, dans lequel la forme de la membrane creuse et, le cas échéant, de la membrane additionnelle est déterminée à partir de données anatomiques d’un patient.