WO1999005990A1 - Tissu prothetique tridimensionnel ajoure - Google Patents

Tissu prothetique tridimensionnel ajoure

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WO1999005990A1
WO1999005990A1 PCT/FR1998/001625 FR9801625W WO9905990A1 WO 1999005990 A1 WO1999005990 A1 WO 1999005990A1 FR 9801625 W FR9801625 W FR 9801625W WO 9905990 A1 WO9905990 A1 WO 9905990A1
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WO
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porous
fabric according
opening
tissue
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PCT/FR1998/001625
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Inventor
François Régis ORY
Michel Therin
Alfredo Meneghin
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Sofradim Production
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Publication date
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Priority to DE69801445T priority patent/DE69801445T2/de
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    • D04—BRAIDING; LACE-MAKING; KNITTING; TRIMMINGS; NON-WOVEN FABRICS
    • D04B—KNITTING
    • D04B21/00—Warp knitting processes for the production of fabrics or articles not dependent on the use of particular machines; Fabrics or articles defined by such processes
    • D04B21/10—Open-work fabrics
    • D04B21/12—Open-work fabrics characterised by thread material
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61F—FILTERS IMPLANTABLE INTO BLOOD VESSELS; PROSTHESES; DEVICES PROVIDING PATENCY TO, OR PREVENTING COLLAPSING OF, TUBULAR STRUCTURES OF THE BODY, e.g. STENTS; ORTHOPAEDIC, NURSING OR CONTRACEPTIVE DEVICES; FOMENTATION; TREATMENT OR PROTECTION OF EYES OR EARS; BANDAGES, DRESSINGS OR ABSORBENT PADS; FIRST-AID KITS
    • A61F2/00—Filters implantable into blood vessels; Prostheses, i.e. artificial substitutes or replacements for parts of the body; Appliances for connecting them with the body; Devices providing patency to, or preventing collapsing of, tubular structures of the body, e.g. stents
    • A61F2/0063—Implantable repair or support meshes, e.g. hernia meshes
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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    • A61F2/0063—Implantable repair or support meshes, e.g. hernia meshes
    • A61F2002/0068—Implantable repair or support meshes, e.g. hernia meshes having a special mesh pattern
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D10—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
    • D10B—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
    • D10B2403/00—Details of fabric structure established in the fabric forming process
    • D10B2403/02—Cross-sectional features
    • D10B2403/021—Lofty fabric with equidistantly spaced front and back plies, e.g. spacer fabrics
    • D10B2403/0213—Lofty fabric with equidistantly spaced front and back plies, e.g. spacer fabrics with apertures, e.g. with one or more mesh fabric plies
    • D—TEXTILES; PAPER
    • D10—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
    • D10B—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBLASSES OF SECTION D, RELATING TO TEXTILES
    • D10B2509/00—Medical; Hygiene
    • D10B2509/08—Hernia repair mesh

Definitions

  • the present invention relates to a three-dimensional tissue, useful in particular in parietal and / or visceral surgery, but which can also find application in other fields of surgery.
  • the present invention will be more particularly described with respect to a prosthetic tissue of the aforementioned type, intended to be used for the repair of hernias or eventrations.
  • Such two-dimensional fabrics are for example described by documents US-C-5,569,273 and 3,124,136.
  • - tO surgical trauma, capillary break-in; - tO plus a few minutes: coagulation, fibrin network, release of chemotactic factors;
  • - tO plus 12 to 48 hours leukocyte influx, mainly polymorphonuclear
  • - tO plus 4 to 8 days fibroblastic influx
  • - tO plus 8 to 21 days conjunctive differentiation of the scar reaction
  • - tO plus 15 to 180 days scar remodeling in contact with the implant.
  • the balance of the reaction leads to the formation of a fibroconjunctive membrane which constitutes the interface between the implanted material and the surrounding healthy tissue.
  • the area under direct influence of a conventional biocompatible material is at least about 50 ⁇ .
  • the prosthetic tissue in the treatment of parietal insufficiencies (hernias and eventrations mainly), the prosthetic tissue aims to provide additional mechanical resistance to surgical reconstruction, and is all the more effective, and its local tolerance all the more better, that its tissue integration is intimate and precocious.
  • the Applicant has established by its own studies, the results of which have led it to the present invention, that several parameters influence the tissue response to a prosthetic implant, namely: - the material of the prosthesis and its possible degradation products in the environment biological, which must not induce any toxic effect or contrary to the desired effect.
  • the aging of the material and its consequences are the most difficult factor to anticipate; only long-validated raw materials provide maximum security;
  • the vascularization and the biomechanical environment of the recipient site condition the intensity of the tissue response.
  • a richly vascularized site skin, muscles, etc.
  • will react faster and more intensely than less vascularized tissue anterior chamber of eye, bone, etc .
  • the very nature of the recipient site conditions the identical regeneration capacity of the injured tissue. Bone, connective tissues, mucous membranes, certain parenchyma (the liver for example) can regenerate identically without significant fibrous scar.
  • other very specialized tissues have lost all capacity for regeneration, the scarring of these tissues then only taking place by fibrosis;
  • one of the goals of a good prosthetic fabric is the fastest tissue integration possible, providing a mechanically satisfactory anchoring without extensive fibrosis, 1 source of discomfort and pain.
  • the Applicant has designed, manufactured and marketed under the designation "PAT” or "TET", a three-dimensional prosthetic fabric, comprising two opposite faces, porous or relatively rough, separated from one 'other by the thickness of the fabric, but connected to each other by connecting son, whose texture depends on the method of obtaining the fabric, for example by weaving and / or knitting.
  • PAT a three-dimensional prosthetic fabric, comprising two opposite faces, porous or relatively rough, separated from one 'other by the thickness of the fabric, but connected to each other by connecting son, whose texture depends on the method of obtaining the fabric, for example by weaving and / or knitting.
  • Such a three-dimensional prosthetic fabric is for example described by document EP-A-0 621 014, as a central part of a prosthetic assembly further comprising single-layer knitted sides.
  • the armor of the prosthetic fabric determines in its thickness a multiplicity of alveoli or transverse channels, substantially parallel to each other, opening on either side of said tissue on the two porous faces respectively, so that we can then speak of perforated tissue, allowing direct path of the repair cells, from each side of the fabric.
  • fabric means an assembly of son, obtained in particular by knitting and / or weaving;
  • porous face means a face of the fabric which has many small holes, or holes opening into its surface, thereby giving it a rough appearance.
  • This type of tissue has largely demonstrated its effectiveness, in particular in terms of the fastest possible integration into the anatomical receptor site, by providing a mechanically satisfactory anchoring without extensive or significant fibrosis.
  • the present invention has however sought to improve the tissue integration of a three-dimensional prosthetic tissue as defined above, while lowering its intrinsic inflammatory power.
  • the weave of the fabric also determines, for each transverse channel or cell, a porous internal wall for interconnection with the neighboring channels.
  • the passage interstices between channels have a width of between 100 and 300 ⁇ m.
  • the porosity of the wall of the channels is determined in particular by the textile arrangement of the connecting wires, themselves made from multifilament fibers (for example polyester) having, for example, a diameter between 10 and 15 ⁇ m.
  • the walls of the channels provide an area anchor for the fibrous reaction depending on the implant (immediate surroundings of each thread), which nevertheless contributes to tissue integration of the relatively intimate and precocious prosthetic tissue.
  • the Applicant has discovered that with a prosthetic tissue as defined above, the three-dimensional structure thus obtained improves cell recolonization, while improving the integration of the tissue, because the internal volume available is increased.
  • the internal section of each alveolus or channel is substantially free of any connecting thread, the inflammatory reaction of the prosthetic tissue is reduced in proportion.
  • a three-dimensional structure as defined above makes it possible to open the interior of the tissue more widely on the exterior, which is conducive to differentiation of a histologically normal connective tissue. at the heart of the implant.
  • the multidirectional porosity according to the invention also promotes site drainage and thus limits the risks associated with collections of liquids (seromas, hematomas, sepsis).
  • the mechanical properties of the tissue are improved, without increasing the local density of prosthetic material, since the latter is distributed in volume, in three directions.
  • the cells present in the center of the volume created the three-dimensional structure according to the invention, are at least 750 ⁇ m from any prosthetic material, if the dimensional conditions defined below are respected.
  • the colonizing cells are far from any influence that can delay or disrupt the differentiation mechanisms, while being less than a millimeter from the recipient tissue, that is to say close to the elements providing the elements essential for a rapid rehabitation (progenitor stem cells, blood capillaries, etc.).
  • each transverse channel opens onto at least one porous face according to an opening of hexagonal shape or according to an opening of teardrop shape. More preferably, each transverse channel opens onto a porous face according to an opening of hexagonal shape, and onto the other porous face according to an opening of teardrop shape.
  • the average diameter of the transverse channels is equal to or greater than 0.3 mm, preferably between 0.7 mm and 2 mm, and more preferably between 1.3 mm and 1.7 mm.
  • the transverse channels generally have a length of between approximately 0.5 mm and 3 mm, and preferably between 1.6 mm and 2.1 mm, corresponding to the thickness of the fabric.
  • the thickness of the fabric is at most equal to 3 mm, and more preferably between 1.7 mm and 2.5 mm.
  • the connecting threads are preferably each made up of a multiplicity of continuous filaments of a biocompatible material, for example polyester.
  • the fabric comprises two plies of knitted warp threads, determining on the outside the two porous faces, connected together, and preferably two plies of intermediate connecting threads.
  • each transverse channel opens onto at least one porous face through a macropore type opening, the diameter of which is between 0.7 mm and 2 mm, and more preferably between 1.3 mm and 1.7 mm.
  • Another object of the present invention is a parietal and / or visceral prosthesis, obtained with a tissue as defined above.
  • Yet another object of the present invention is the use of a tissue according to the invention as defined, for obtaining a prosthetic product for surgical use, in particular for manufacturing a parietal and / or visceral prosthesis.
  • the passage interstices between channels have a width of between 100 and 300 ⁇ m.
  • FIG. 1 shows an image of a face of a three-dimensional openwork prosthetic fabric according to the invention, taken by scanning electron microscopy;
  • FIG. 2 shows an image by scanning electron microscopy of the prosthetic tissue of Figure 1, seen from the other side;
  • FIG. 3 shows a scanning electron microscopy image of the prosthetic tissue of the
  • FIG. 4 shows an image by scanning electron microscopy of the prosthetic tissue of Figures 1 to 3, in section or along its edge;
  • FIG. 5 shows a schematic drawing of the knitting weave to obtain a prosthetic fabric according to Figures 1 to 4;
  • FIG. 6 shows a schematic drawing of the knitting weave of a prosthetic fabric according to another preferred embodiment of the invention.
  • the three-dimensional openwork prosthetic fabric according to a first preferred embodiment of the invention comprises two independent faces, one having teardrop-shaped openings (see Figure 1) , and the other of the hexagonal openings (see Figure 2).
  • the openings on the same face are defined by peripheral edges, formed with the constituent wires of the prosthetic fabric, which is made of a synthetic or natural polymeric material, absorbable or not, of the type commonly used for such prosthetic fabrics, for example polypropylene, polyester, or polyamide.
  • a polyester 50 decitex multifila ents is preferably used.
  • the plies of knitted warp yarns determining the porous faces are connected together by two intermediate connecting plies, which extend substantially perpendicular from one face to the other face, and which are distributed along the peripheral edges.
  • the connecting wires thus distributed form transverse channels, substantially parallel to one another, the internal section of which is free of wires, (cf. FIG. 3); these wires connect the openings on one side to the openings on the other side, which gives a honeycomb type structure to the prosthetic fabric.
  • These transverse channels substantially parallel to each other, open on either side of the fabric, on the two porous faces respectively.
  • the connecting wires are arranged so that each channel or cell transverse has a porous internal wall for lateral interconnection with the neighboring channels, these interstices having a diameter of between 100 and 300 ⁇ m.
  • the transverse channels increase the speed of cell colonization, once the tissue is implanted in vivo, because they facilitate cell routing or influx to the site of implantation. Furthermore, the virtual absence of wires in the very volume of the transverse channels makes it possible to reduce the inflammatory reaction of the prosthetic tissue, which further promotes good implantation of the latter.
  • Such a structure can be produced by knitting in a chain of five plies of threads, and in accordance with the schematic drawing of Figure 5.
  • each ply of threads is identified by a letter, going from A to E, the diagram in it even using a description system of the knitted fabric to be produced which is quite usual and comprehensible for the skilled person, and which will not be described in more detail here.
  • the preferred prosthetic fabric according to the present invention consists, as previously described, of two independent porous faces.
  • These two faces are, in the example given, themselves made up of two plies of wires, referenced A, B and D, E respectively, the plies A, B giving an opening face in the form of a drop of water, and the plies D, E giving a hexagonal opening face.
  • the prosthetic fabric can be knitted on a Rachel double needle loom. In this case, all the bars corresponding to wires A, B and D, E are threaded full-empty.
  • the ply of connecting wires is represented by the reference C, and is threaded full.
  • the different AE plies of yarn are all knitted at the same time.
  • the connecting wires are distributed along the peripheral edges of the openings on each face and extend substantially perpendicularly from one face to the other face, leaving gaps.
  • the final fabric can then be stabilized simply by passing it through the oven at a temperature between about 170 ° C and about 220 ° C.
  • the thickness of the fabric obtained is of the order of 1.8 mm, and a weight of around 90 g / m 2 .
  • This fabric has a breaking strength, measured according to standard NFG 07-119, of between approximately 18 daN and 30 daN, in warp, and of between approximately 9 daN and 15 daN, in weft, for elongation at break d '' about 25% to 37% in warp, and about 60% to 88% in weft.
  • both sides of the prosthetic fabric have hexagonal openings.
  • Such a fabric can be obtained by following the knitting scheme given in Figure 6, in which there are the four plies of yarns A, B and D, E, each pair constituting an independent porous face, and connected together by two plies of connecting wires C1, C2. In this embodiment, all the bars, including those of the connecting plies, are threaded in a full-vacuum.

Abstract

L'invention concerne un tissu tridimensionnel, comprenant deux faces poreuses opposées, séparées l'une de l'autre par l'épaisseur dudit tissu, mais reliées l'une à l'autre par des fils de liaison, comprenant dans son épaisseur une multiplicité d'alvéoles ou canaux transversaux sensiblement parallèles les uns aux autres, débouchant de part et d'autre dudit tissu sur les deux faces poreuses respectivement. L'armure dudit tissu détermine pour chaque canal ou alvéole transversal une paroi interne poreuse d'interconnexion avec les canaux voisins.

Description

TISSU PROTHETIQUE TRIDIMENSIONNEL AJOURE
La présente invention concerne un tissu tridimensionnel, utile notamment en chirurgie pariétale et/ou viscérale, mais pouvant également trouver application en d'autres domaines de la chirurgie.
La présente invention sera plus particulièrement décrite par rapport à un tissu prothétique du type précité, destiné à être utilisé pour la réparation de hernies ou d ' éventrations.
Depuis longtemps, les chirurgiens ont utilisé des tissus prothétiques plats, c'est-à-dire à deux dimensions, pour réparer ou remplacer toute partie du corps, telle qu'une aponévrose, ou une paroi musculaire, détruite ou endommagée, par exemple suite à un traumatisme. Par conséquent, il existe aujourd'hui un grand nombre de tels tissus prothétiques, fabriqués ou obtenus selon divers procédés, par exemple tissage, tricotage, ou moulage, et qui ont été conçus pour remplir souvent des fonctions spécifiques au sein du corps dans lequel ils sont implantés .
De tels tissus bidimensionnels sont par exemple décrits par les documents US-C-5 569 273 et 3 124 136.
Toutefois, de tels tissus présentent plusieurs inconvénients, liés à la structure même du tissu, ou au choix du matériau de base utilisé pour constituer les fils, ou encore à la façon dont le tissu prothétique est fabriqué. Ainsi, les tissus prothétiques connus en matière synthétique polymère par exemple, sont relativement peu souples.
Il est également connu que la réaction tissulaire à un implant est le résultat d'un processus normal de cicatrisation. Tout traumatisme chirurgical tissulaire est suivi d'une cascade d'événements physiologiques dont les principaux temps sont les suivants:
- tO : traumatisme chirurgical, effraction capillaire ; - tO plus quelques minutes : coagulation, réseau fibrineux, libération de facteurs chimiotactiques ;
- tO plus 12 à 48h : afflux leucocytaire à dominante polynucléaire ; - tO plus 4 à 8 jours : afflux fibroblastique ;
- tO plus 24h à 5 jours : afflux leucocytaire à dominante macrophagique ;
- tO plus 8 à 21 jours : différenciation conjonctive de la réaction cicatricielle ; - tO plus 15 à 180 jours : remodelage cicatriciel au contact de l'implant.
Même si les mécanismes exacts sont pour certains encore inconnus, notamment en ce qui concerne le déterminisme de l'intensité de la réaction, il apparaît donc que les 8 premiers jours sont déterminants puisqu'ils conditionnent l'afflux fibroblastique.
En tissus non osseux, l'équilibre de la réaction conduit à la formation d'une membrane fibroconjonctive qui constitue l'interface entre le matériau implanté et le tissu sain environnant. Quelque soit le type d'implant, la zone sous influence directe d'un matériau conventionnel biocompatible est au minimum d'environ 50 μ .
Par ailleurs, dans le traitement des insuffisances pariétales (hernies et éventrations principalement) , le tissu prothétique a pour vocation d'apporter un complément de résistance mécanique à la reconstruction chirurgicale, et est d'autant plus efficace, et sa tolérance locale d'autant meilleure, que son intégration tissulaire est intime et précoce. La Demanderesse a établi par ses propres études dont les résultats l'ont conduit à la présente invention, que plusieurs paramètres influencent la réponse tissulaire à un implant prothétique, à savoir : - le matériau constitutif de la prothèse et ses éventuels produits de dégradation en milieu biologique, qui ne doivent pas induire d'effet toxique ou contraire à l'effet recherché. Dans le cas d'un tissu prothétique implanté à long terme, le vieillissement du matériau et ses conséquences (usure, relarguage de composants, etc..) sont le facteur le plus difficile à anticiper ; seules des matières premières validées de longue date apportent un maximum de sécurité ;
- l'organisme ne voyant pour ainsi dire que la surface du matériau, les propriétés de celui-ci revêtent une importance non négligeable. Parmi l'ensemble des paramètres de surface, l'énergie de surface et la rugosité tiennent un rôle important. En effet, lorsque l'on recherche à promouvoir l'adhésion cellulaire, la surface doit être hydrophile (énergie de surface élevée) et lisse à l'échelle d'une cellule (de l'ordre du micron) ;
- seule la porosité accessible par l'organisme est utile en ce qui concerne l'ancrage du tissu prothétique. Cette porosité dans un volume donné doit être interconnectée, et les interstices d'interconnexion doivent être suffisants pour une pénétration cellulaire significative (de l'ordre de 20 à 80 μm environ), et pour une différenciation tissulaire (100 à 300 μm constituent en général un minimum pour une différenciation complète) . Il a été rappelé précédemment que la distance minimum pour mettre à l'écart la réaction tissulaire de l'influence directe du matériau prothétique est de l'ordre de 50 μm, ce qui signifie que pour des tailles de porosité inférieures à 100 μm, le tissu de réhabitation va entièrement être sous l'influence de la présence de l'implant, avec peu de possibilité pour une différenciation tissulaire achevée ;
- la vascularisation et l'environnement biomécanique du site receveur conditionnent l'intensité de la réponse tissulaire. Un site richement vascularisé (peau, muscles, etc..) réagira plus vite et plus intensément que des tissus moins vascularisés (chambre antérieure de l'oeil, os, etc...). Par ailleurs, la nature même du site receveur conditionne la capacité de régénération à l'identique du tissu lésé. L'os, les tissus conjonctifs, les muqueuses, certains parenchymes (le foie par exemple) peuvent se régénérer à l'identique sans cicatrice fibreuse importante. En revanche, d'autres tissus très spécialisés (muscles, tissus nerveux, etc..) ont perdu toute capacité de régénération, la cicatrisation de ces tissus ne se faisant alors que par fibrose ;
- le traumatisme chirurgical constitue l'un des principaux facteurs déclenchants de la réaction en cascade décrite précédemment. Plus celui-ci sera important, plus la réaction sera intense et ses conséquences prononcées (délai de cicatrisation, séquelles fibreuses, douleurs,
Compte tenu de ce qui précède, un des objectifs d'un bon tissu prothétique est une intégration tissulaire la plus rapide possible, procurant un ancrage mécaniquement satisfaisant sans fibrose extensive, source d1 inconfort et de douleur.
Afin d'essayer d'atteindre cet objectif, la Demanderesse a conçu, fabriqué et commercialisé sous la désignation "PAT" ou "TET", un tissu prothétique tridimensionnel, comprenant deux faces opposées, poreuses ou relativement rugueuses, séparées l'une de l'autre par l'épaisseur du tissu, mais reliées l'une à l'autre par des fils de liaison, dont la texture dépend du mode d'obtention du tissu, par exemple par tissage et/ou tricotage.
Un tel tissu prothétique tridimensionnel est par exemple décrit par le document EP-A-0 621 014, comme partie centrale d'un ensemble prothétique comprenant par ailleurs des flancs en tricot simple couche. Dans certains cas, l'armure du tissu prothétique détermine dans son épaisseur une multiplicité d'alvéoles ou canaux transversaux, sensiblement parallèles les uns aux autres, débouchant de part et d'autre dudit tissu sur les deux faces poreuses respectivement, de telle sorte que l'on peut alors parler de tissu ajouré, permettant un cheminement direct des cellules réparatrices, à partir de chacune des faces du tissu.
Dans la présente demande certains termes ont la signification suivante :
- par "tissu" on entend un assemblage de fils, obtenu notamment par tricotage et/ou tissage ;
- par "face poreuse", on entend une face du tissu qui présente de nombreux petits orifices, ou trous débouchant dans sa surface, lui conférant de ce fait un aspect rugueux. Ce type de tissu a largement démontré son efficacité, notamment en termes d'intégration la plus rapide possible dans le site anato ique récepteur, en procurant un ancrage mécaniquement satisfaisant sans fibrose extensive ou importante. La présente invention a toutefois cherché à améliorer l'intégration tissulaire d'un tissu prothétique tridimensionnel tel que défini précédemment, tout en baissant son pouvoir inflammatoire intrinsèque.
Conformément à la présente invention, l'armure du tissu détermine également, pour chaque canal ou alvéole transversal, une paroi interne poreuse d'interconnexion avec les canaux voisins.
Préférentiellement, les interstices de passage entre canaux ont une largeur comprise entre 100 et 300 μm. La porosité de la paroi des canaux est déterminée en particulier par l'agencement textile des fils de liaison, eux-mêmes réalisés à partir de multifila ents de fibres (par exemple en polyester) présentant à titre d'exemple un diamètre compris entre 10 et 15 μm. Grâce à l'invention telle que précédemment définie, les parois des canaux fournissent une zone d'ancrage pour la réaction fibreuse sous dépendance de l'implant (environs immédiats de chaque fil), ce qui contribue néanmoins à une intégration tissulaire du tissu prothétique relativement intime et précoce. En effet, la Demanderesse a découvert qu'avec un tissu prothétique tel que précédemment défini, la structure tridimensionnelle ainsi obtenue améliore la recolonisation cellulaire, tout en améliorant l'intégration du tissu, car le volume interne disponible est augmenté. De surcroît, lorsque la section interne de chaque alvéole ou canal est substantiellement exempte de tout fil de liaison, on diminue d'autant la réaction inflammatoire du tissu prothétique in vivo.
Par ailleurs, pour une quantité de matière au mètre carré équivalente, une structure tridimensionnelle telle que définie précédemment permet d'ouvrir plus largement l'intérieur du tissu sur l'extérieur, ce qui est propice à une différenciation d'un tissu conjonctif histologiquement normal au coeur de l'implant. La porosité multidirectionnelle selon l'invention favorise en outre le drainage du site et limite ainsi les risques associés aux collections de liquides (séromes, hématomes, sepsis) .
Grâce à l'invention, on améliore les propriétés mécaniques du tissu, sans augmenter la densité locale de matériau prothétique, puisque ce dernier se trouve distribué en volume, selon trois directions.
Une fois le tissu prothétique implanté, les cellules, présentes au centre du volume créé la structure tridimensionnelle selon l'invention, se trouvent à au moins 750 μm de tout matériel prothétique, si les conditions dimensionnelles définies ci-après sont respectées. Ainsi, les cellules colonisatrices sont loin de toute influence pouvant retarder ou perturber les mécanismes de différenciation, tout en étant à moins de un millimètre du tissu receveur, c'est-à-dire proches des éléments fournissant les éléments indispensables à une réhabitation rapide (cellules souches progénitrices, capillaires sanguins, etc...).
Ces conditions permettent d'obtenir un ancrage mécaniquement satisfaisant tout en préservant une différenciation achevée à coeur, telle que rencontrée dans un tissu conjonctif normal.
Dans un mode d'exécution préféré de l'invention, chaque canal transversal débouche sur au moins une face poreuse selon une ouverture de forme hexagonale ou selon une ouverture de forme en goutte d'eau. Plus préférentiellement , chaque canal transversal débouche sur une face poreuse selon une ouverture de forme hexagonale, et sur l'autre face poreuse selon une ouverture de forme en goutte d'eau. De manière préférentielle, le diamètre moyen des canaux transversaux est égal ou supérieur à 0,3 mm, de préférence compris entre 0,7 mm et 2 mm, et plus préférentiellement compris entre 1,3 mm et 1,7 mm. De la même manière, les canaux transversaux présentent généralement une longueur comprise entre environ 0,5 mm et 3 mm, et de préférence comprise entre 1,6 mm et 2,1 mm, correspondant à l'épaisseur du tissu.
De préférence, l'épaisseur du tissu est au plus égale à 3 mm, et plus préférentiellement comprise entre 1,7 mm et 2,5 mm.
Les fils de liaison sont préférentiellement constitués chacun par une multiplicité de filaments continus d'un matériau biocompatible, par exemple polyester. Plus préférentiellement encore, le tissu comprend deux nappes de fils de chaîne tricotés, déterminant du côté extérieur les deux faces poreuses, reliées entre elles, et de préférence deux nappes de fils de liaison intermédiaire. Dans un autre mode d'exécution préféré du tissu prothétique conformément à l'invention, chaque canal transversal débouche sur au moins une face poreuse selon une ouverture de type macropore, dont le diamètre est compris entre 0,7 mm et 2 mm, et plus préférentiellement compris entre 1,3 mm et 1,7 mm.
Un autre objet de la présente invention est une prothèse pariétale et/ou viscérale, obtenue avec un tissu tel que défini précédemment. Encore un autre objet de la présente invention est l'utilisation d'un tissu selon l'invention tel que défini, pour obtenir un produit prothétique à usage chirurgical, notamment pour fabriquer une prothèse pariétale et/ou viscérale. Préférentiellement , les interstices de passage entre canaux ont une largeur comprise entre 100 et 300 μm.
La présente invention sera mieux comprise par rapport à la description détaillée de quelques modes d'exécution préférés de l'invention, donnée à titre d'exemple, en association avec les figures en annexe, dans lesquelles :
- la Figure 1 représente une image d'une face d'un tissu prothétique tridimensionnel ajouré conformément à l'invention, prise par microscopie électronique à balayage ;
- la Figure 2 représente une image en microscopie électronique à balayage du tissu prothétique de la Figure 1, vu de l'autre face ;
- la Figure 3 représente une image en microscopie électronique à balayage du tissu prothétique de la
Figure 2, à échelle agrandie ;
- la Figure 4 représente une image en microscopie électronique à balayage du tissu prothétique des Figures 1 à 3 , en coupe ou selon sa tranche ; - la Figure 5 représente un dessin schématique de l'armure de tricotage pour obtenir un tissu prothétique selon les figures 1 à 4 ;
- la Figure 6 représente un dessin schématique de l'armure de tricotage d'un tissu prothétique selon un autre mode préféré de l'invention.
En se référant aux Figures 1 et 2 , le tissu prothétique tridimensionnel ajouré selon un premier mode d'exécution préféré de l'invention comprend deux faces indépendantes, l'une présentant des ouvertures en forme de goutte d'eau (cf. Figure 1), et l'autre des ouvertures de forme hexagonale (cf. Figure 2). Les ouvertures d'une même face sont définies par des bords périphériques, formés avec les fils constitutifs du tissu prothétique, qui est en un matériau polymère synthétique ou naturel, résorbable ou non, du type couramment utilisé pour de tels tissus prothétiques, par exemple du polypropylène, polyester, ou polyamide. Dans le mode d'exécution décrit, on utilise de préférence un polyester 50 décitex multifila ents . Comme on peut le voir sur les Figures 1, 2 et 4, les nappes de fils de chaîne tricotés déterminant les faces poreuses sont reliées entre elles par deux nappes de de liaison intermédiaire, qui s'étendent sensiblement perpendiculairement depuis une face vers l'autre face, et qui sont distribués selon les bords périphériques. Les fils de liaison ainsi distribués forment des canaux transversaux, sensiblement parallèles les uns aux autres, dont la section interne est exempte de fils, (cf. Figure 3) ; ces fils relient les ouvertures d'une face aux ouvertures de l'autre face, ce qui confère une structure du type nid d'abeille au tissu prothétique. Ces canaux transversaux sensiblement parallèles les uns aux autres, débouchent de part et d'autre du tissu, sur les deux faces poreuses respectivement. Conformément à l'invention, les fils de liaison sont disposés en sorte que chaque canal ou alvéole transversal ait une paroi interne poreuse d'interconnexion latérale avec les canaux voisins, ces interstices ayant un diamètre compris entre 100 et 300 μm.
Les canaux transversaux augmentent la vitesse de colonisation cellulaire, une fois le tissu implanté in vivo, car ils facilitent l'acheminement ou l'afflux cellulaire au site de l'implantation. Par ailleurs, la quasi-absence de fils dans le volume même des canaux transversaux permet de baisser la réaction inflammatoire du tissu prothétique, ce qui favorise encore une bonne implantation de ce dernier.
Une telle structure peut être réalisée par tricotage en chaîne de cinq nappes de fils, et conformément au dessin schématique de la Figure 5. Dans cette figure, chaque nappe de fils est identifiée par une lettre, allant de A à E, le schéma en lui-même utilisant un système de description du tricot à réaliser tout à fait habituel et compréhensible pour l'homme du métier, et qui ne sera pas décrit plus en détails ici. Conformément à la Figure 5, le tissu prothétique préféré selon la présente invention est constitué, comme précédemment décrit, de deux faces poreuses indépendantes. Ces deux faces sont, dans l'exemple donné, elles-mêmes constituées de deux nappes de fils, référencées A,B et D,E respectivement, les nappes A,B donnant une face à ouverture en forme de goutte d'eau, et les nappes D,E donnant une face à ouverture hexagonale. Le tissu prothétique peut être tricoté sur un métier Rachel à double fonture. Dans ce cas, toutes les barres correspondant aux fils A,B et D,E sont enfilées un plein-un vide. La nappe de fils de liaison est représentée par la référence C, et est enfilée pleine. Les différentes nappes A-E de fils sont toutes tricotées en même temps. Ainsi, les fils de liaison sont distribués selon les bords périphériques des ouvertures de chaque face et s'étendent sensiblement perpendiculairement depuis une face vers l'autre face, en ménageant des interstices d'interconnexion latérale avec les autres canaux, et en évitant que des fils de liaison occupent une partie trop importante du volume des canaux transversaux qui sont formés. Le tissu final peut ensuite être stabilisé simplement par passage au four à une température comprise entre environ 170°C et environ 220°C. L'épaisseur du tissu obtenu est de l'ordre de 1,8 mm, et d'un poids d'environ 90 g/m2. Ce tissu présente une résistance à la rupture, mesurée selon la norme NFG 07-119, comprise entre environ 18 daN et 30 daN, en chaîne, et comprise entre environ 9 daN et 15 daN, en trame, pour un allongement à la rupture d'environ 25% à 37% en chaîne, et d'environ 60% à 88% en trame.
Dans un autre mode d'exécution préféré de la présente invention, les deux faces du tissu prothétique présentent des ouvertures hexagonales. Un tel tissu peut être obtenu en suivant le schéma de tricotage donné en Figure 6, dans laquelle on retrouve les quatre nappes de fils A,B et D,E, chaque paire constituant une face poreuse indépendante, et reliées entre elles par deux nappes de fils de liaison C1,C2. Dans ce mode d'exécution, toutes les barres, y compris celles des nappes de liaison, sont enfilées un plein-un vide.

Claims

REVENDICATIONS
1/ Tissu tridimensionnel, comprenant deux faces poreuses opposées, séparées l'une de l'autre par l'épaisseur dudit tissu, mais reliées l'une à l'autre par des fils de liaison, comprenant dans son épaisseur une multiplicité d'alvéoles ou canaux transversaux sensiblement parallèles les uns aux autres, débouchant de part et d'autre dudit tissu sur les deux faces poreuses respectivement, caractérisé en ce que l'armure dudit tissu détermine pour chaque canal ou alvéole transversal une paroi interne poreuse d'interconnexion avec les canaux voisins.
2/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que chaque canal transversal débouche sur au moins une face poreuse selon une ouverture de forme hexagonale.
3/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que chaque canal transversal débouche sur au moins une face poreuse selon une ouverture de forme en goutte d'eau. 4/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que chaque canal transversal débouche sur une face poreuse selon une ouverture de forme hexagonale, et sur l'autre face poreuse selon une ouverture de forme en goutte d'eau.
5/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que le diamètre moyen des canaux transversaux est égal ou supérieur à 0,3 mm, de préférence compris entre 0,7 mm et 2 mm, et par exemple compris entre 1,3 mm et 1,7 mm.
6/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que son épaisseur est au plus égale à 3 mm, et de préférence comprise entre 1,7 mm et 2,5 mm.
7/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que la section interne de chaque alvéole ou canal est substantiellement exempte de tout fil de liaison. 8/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que les fils de liaison sont constitués chacun par une multiplicité de filaments de fibres d'un matériau biocompatible, par exemple polyester. 9/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que chaque canal transversal débouche sur au moins une face poreuse selon une ouverture de type macropore, dont le diamètre est compris entre 0,7 mm et 2 mm, et plus préférentiellement compris entre 1,3 mm et 1,7 mm. 10/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce qu'il comprend deux nappes de fils de chaîne tricotés, déterminant respectivement du côté extérieur les deux faces poreuses, reliées entre elles par au moins une, et de préférence, deux nappes de fils de liaison intermédiaire.
11/ Tissu selon la revendication 1, caractérisé en ce que les interstices de passage entre canaux ont une largeur comprise entre 50 et 300 μm.
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