本发明涉及一种用于组织增强的合成修复体，所述修复体包括多孔编织物和设置在所述编织物的一个面上的生物可降解的粘连屏障膜。本发明的修复体特别意图用于增强存在薄弱点的软组织，如原发性腹壁和切口疝。
背景技术：
：增强修复体，例如用于增强腹壁的修复体，广泛地用在外科手术领域中。这些修复体意图通过暂时或永久地填充组织缺损来治疗疝。这些修复体通常由生物相容性修复体织物(例如编织物)制成，并且根据植入它们的解剖结构可以具有许多形状，例如矩形、圆形或椭圆形。不考虑与被放置的修复体织物接触的组织的性质，修复体织物(例如编织物)本质上是粘合性的和纤维性的。合意地提供这样的增强修复体，虽然基于修复体织物，还防止术后粘连，特别是当它们被置于腹膜内时。术后粘连包括所有由手术操作意外引起的在正常愈合过程中的非解剖纤维性连接。不考虑讨论中的手术，它们可能发生在所有的外科学科中。术后粘连能够引起综合征，这些综合征主要可以分为慢性疼痛、闭塞综合征以及女性不育。此外，它们极大地增加了在随后的外科手术中犯错的风险，同时延长手术时间，因为在这些情况下初步切开可能非常难。为了解决这个问题，建议在初始发炎阶段使这些增强修复体的一个面完全平滑，并因此不利于粘连的生成。为了做到这些，在不意图彼此附着的结构之间插入物理屏障。然而，合意的屏障效应提出了这种屏障的内在粘合力的问题。原因是如果该屏障由非可生物降解材料制成，则其自身随着时间流逝可能成为粘连的源；并且如果其是可生物降解的，一方面，其生物降解必须是足够非炎性的以便不引起自身粘连，另一方面，其生物降解动力学必须合适以便使得该屏障在实现其防止粘连形成的功能所需要的时间期间保持完整。技术实现要素：在本申请中，术语“可生物降解的”定义为包括可生物吸收的以及可生物吸收性的材料两者。可生物降解的，是指材料在身体条件下分解或失去结构完整性(例如，酶降解或水解)或者在身体中的生理条件下损坏(物理地或化学地)使得降解产物可被身体排出或吸收。在本申请中，术语“不可生物降解的”定义为包括不可生物吸收的以及不可生物吸收性的材料两者。不可生物降解的，是指该材料在身体条件下不分解并且永久保留在身体中。粘连屏障膜是已知的，其由包括胶原蛋白的起始溶液胶凝化得到。胶原蛋白可源自动物或人源。然而，包括动物人类来源的生物材料的修复体并不总是可再生的或相容的。此外，发现用作防止术后粘连的屏障的现有技术的膜可能缺乏机械强度和抗性，并且可能在植入后分层。因此，患者体内该膜与修复体织物分离而不能起到粘连屏障的作用。因此需要一种修复体，其可以是完全合成的并且其可以包含完全可生物降解的粘连屏障膜，尽管如此，所述膜至少在其防止粘连发生所需的时间内(即，至少1至2周)不分层。此外，为了使任何外科手术干预随后的损伤最小化，当进行干预的类型允许腹腔镜时，患者越来越多地通过腹腔镜进行手术。腹腔镜仅需要套管针经过的极小的切口，修复体在套管针内被运送到植入位点。由此避免了开放外科手术，而且患者可以很快离开医院。腹腔镜在腹内进行的外科手术干预(例如，疝的治疗)中特别受欢迎。然而，为了尽可能减少所做的切口的尺寸，在腹腔镜外科手术中使用的套管针通常具有相对小的校准直径，例如，其可以为5mm至15mm。因此不得不在小直径的导管内将修复体运送到植入位点。修复体通常自己卷起以便在套管针的导管中滑动或者直接通过力引入，如果合适，用腹腔镜手术钳辅助。因此仍然需要一种在其一个面上设置有可生物降解的粘连屏障膜的基于编织物的修复体，所述修复体足够柔软使得容易弯曲并且可以折叠使得其可以被容易地引入导管(例如小直径的套管针的导管)中，而不破坏所述编织物和所述膜。此外，增强修复体越早以及越密切地融入组织，它们更加有效并且它们的局部耐受更好。由于该原因，对于这些指标最有效的已知的修复体织物通常是多孔的并且以尽可能快地融入身体的方式设计。在本申请中，术语“多孔的”意图表示根据其所指代的纺织品(例如织物或编织物)的面和厚度的特征，在纺织品的表面上和在纺织品的厚度内/穿过纺织品的厚度存在规则或不规则分布的，并促进所有细胞定殖的孔隙、空隙、气孔。在本申请中，术语“非多孔的”意图表示其所指代的结构(例如一种膜)存在没有任何孔隙的光滑而且平坦的表面，这种表面防止术后粘连的发生。此外，考虑到减少植入患者体内的外来材料，合意地生产轻质增强修复体。此外，为了在将修复体放置在植入位点的合适位置时帮助外科医生工作，进一步期望修复体显示良好的透明度。因此显示多个孔隙，优选地大孔隙的轻质编织物对于形成有利于良好的组织向内生长的轻质增强修复体来说是理想的。因此需要一种能够用于组织增强的合成修复体，例如可能通过腹腔镜，在腹膜内的位置，增强存在薄弱点的软组织(例如原发性腹壁和切口疝)，所述合成修复体在它的面中的一个面上提供细胞再殖(recolonization)和组织融合性质，同时在其另一个面上提供防止术后粘连或至少使术后粘连最小化的可生物降解的粘连屏障膜，至少在术后4周内，所述膜不会遭受分层。合成修复体优选地还应当使植入患者体内的外来材料的量最小化。本发明的第一个方面是用于组织增强的合成修复体，其包括：-多孔编织物，其由合成生物相容性材料的单丝制成，所述编织物限定两个相反的面，第一面和第二面，-合成非多孔可生物降解膜，其至少包含至少ε-己内酯的共聚物，所述膜覆盖至少部分的所述第一面，-合成可生物降解粘合剂，其将所述膜结合到所述第一面，所述粘合剂至少包含ε-己内酯的聚合物，其中所述粘合剂以不连续层的形式存在于所述膜和所述第一面之间，并且其中所述多孔编织物的所述第二面对细胞定殖开放。本发明的修复体包含它们各自的外观和功能不同的两个面，即在一侧一个面是多孔或开放的，以便容纳和引导术后细胞定殖，而另一个面封闭，至少在可能发生术后粘连期间使组织分离而不粘连。因此，本发明的修复体一方面通过所述多孔编织物的第二面使得细胞定殖和组织融合发生，同时使得在其相反面上的粘连发展最小化，即，在至少1至2周内，所述编织物被非多孔可生物降解膜覆盖的第一面起到粘连屏障膜的作用。所述膜通过所述粘合剂密切地连接到所述编织物的第一面，并且不可能分层，同时在所述编织物的第二面上保持多孔结构开放。此外，本发明的修复体的所述编织物、所述膜和所述粘合剂的协同作用使得组织定殖能够即刻发展，而不依赖于所述可生物降解膜的完全降解，该降解本身相对快，例如在大约4至15周内发生而不损害修复体的性能。此外，以材料的不连续层的形式存在的所述粘合剂结构，使得当所述非多孔膜在几周后开始生物降解时，细胞定殖和组织融合在所述多孔编织物的所述第一面上进一步发展，这时术后粘连不再可能发生并且所述非多孔膜已完成其防止粘连的功能。本发明的修复体仅由合成材料形成。合成材料具有可再生的优点并且它们的性能为人熟知。此外，在本发明的修复体的非多孔膜和粘合剂中同时存在的普通化学成分(例如ε-己内酯)可以减少植入患者体内的不同成分的外来材料的数量。本发明的修复体特别适合于在涉及原发性和切口腹壁疝外科手术的处置中增强存在薄弱点的腹壁软组织。本发明的修复体包括由合成生物相容性材料的单丝制成的多孔编织物，所述编织物限定两个相反的面，第一面和第二面。本发明的编织物由合成生物相容性材料的单丝制成。取决于修复体的增强功能期望的持续时间，所述合成生物相容性材料可以是可生物降解的、不可生物降解的或可生物降解的和不可生物降解的组合，如果期望非永久增强，则所述合成生物相容性材料可以是可生物降解的。合适的合成生物相容性材料可以是聚乳酸或其共聚物。如果期望永久增强，则所述合成生物相容性材料可以是不可生物降解的。在实施方式中，所述合成生物相容性材料是合成的不可生物降解材料。所述合成生物相容性材料是不可生物降解的实施方式允许长期增强待增强或待修复的组织。在实施方式中，生物相容性聚合物材料选自聚丙烯、聚对苯二甲酸乙二醇酯，以及它们的混合物。在实施方式中，所述生物相容性聚合物材料是聚丙烯。在实施方式中，所述单丝具有大约0.08mm至大约0.25mm，优选大约0.10mm至0.15mm，更优选大约0.11mm，0.12mm，或0.13mm，更优选0.12mm的直径。这样的直径允许获得良好的孔隙尺寸并且提供具有轻质及易弯结构的编织物，同时保持良好的机械性能。在实施方式中，所述单丝具有大约0.12mm的直径。本发明的修复体的编织物是多孔的。编织物可以包括可以由编织形成所述编织物的纱线之后的图案产生的孔洞或孔隙。在实施方式中，本发明的修复体的编织物包括多个具有大于1mm的直径的孔隙。特别是，所述多个具有大于1mm的直径的孔隙限定了在大约35％至大约70％，优选大约55％范围内的所述编织物的有效孔隙率。根据本申请，“有效孔隙率”是指仅考虑具有大于1mm的直径的孔隙，而忽略具有小于或等于1mm的直径的孔隙的孔隙率。“具有大于1mm的直径的孔隙”是指在所有方向上均具有大于1mm的尺寸的孔隙。因此有效孔隙率对应于全部如上所定义的具有大于1mm的直径的孔隙的面积与所研究的编织物的全部面积的比率。所述具有大于1mm的直径的孔隙用轮廓测定投影仪，例如ORAMA的投影仪300V测定。在出版物“Newobjectivemeasurementstocharacterizetheporosityoftextileimplants”,T.Mühl,M.U.KlingeandT.Goedderz,JournalofBiomedicalMaterialsResearchPartB:AppliedBiomaterials,p.176-183.中描述了“有效孔隙率”和其测定方法。如上所述的有效孔隙率对于表征本发明的修复体的编织物促成细胞定殖的能力是有用的。其实，对于植入后组织向内生长特别期望具有大于1mm的直径的孔隙。在实施方式中，本发明的修复体的编织物的编织图案限定多个具有大于1mm的直径的孔隙。这些孔隙可具有大体上六边形或圆形的形状。在实施方式中，本发明的编织物包括多个具有大于2mm的直径的孔隙。这种含有具有大于2mm的直径的孔隙的编织物有利于细胞定殖并且表现优良的透明度，该透明度使得外科医生在将所述编织物/修复体放置在植入位点的合适位置时，对周围组织具有更好的可见性。用于本发明的修复体的合适的多孔编织物例如是一种基于直径0.12mm的聚丙烯的单丝的编织物，根据ISO11676标准，在具有两个导向杆B1、B2的编织机上编织所述单丝之后的图案如下，杆B1：1.2/4.5/4.3/4.5/4.3/1.0/1.2/1.0//杆B2：4.3/1.0/1.2/1.0/1.2/4.5/4.3/4.5//导向杆B1和B2可以1满1空穿线并且可以对称地移动。所述编织机可以是经编机或拉舍尔编织机。用于本发明的修复体的另一个合适的编织物是根据ISO11676标准，根据以下图案通过在具有两个导向杆B1、B2的经编机上编织直径0.10mm的聚丙烯的单丝得到。-杆B1:5.4/4.3/2.1/0.1/1.2/3.4//-杆B2:0.1/1.2/3.4/5.4/4.3/2.1//导向杆B1和B21满1空穿线并且对称地移动。上述两个编织图案可以获得适合本发明的编织物，其具有多个直径大于1mm的孔隙，大约35％至大约70％的有效孔隙率以及使外科医生在将所述编织物或修复体放置在合适位置时，对植入位点具有良好的可见性的透明度。本发明的修复体的编织物优选为轻质的。根据ISO3801:1977《单位长度质量和单位面积质量的测定》测定，5个1dm2的样本，本发明的修复体的编织物优选显示在大约30g/m2至大约70g/m2范围内，优选地在大约36g/m2至大约50g/m2范围内，并且更优选大约44g/m2，45g/m2，46g/m2，47g/m2或48g/m2的单位面积质量。这种低的单位面积质量使得仅少量的外来材料被引入患者体内。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约200N，优选大约237N的经向拉伸断裂强度。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约170N，优选大约201N的纬向拉伸断裂强度。在实施方式中，本发明的编织物具有至少大约400kPa，优选大约463kPa的胀破强度。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约25N，优选大约30N的经向抗扯强度。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约25N，优选大约37N的纬向抗扯强度。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约35N，优选大约46N的经向缝线拉出强度。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约38N，优选大约42N的纬向缝线拉出强度。在实施方式中，本发明的修复体的编织物具有至少大约42N/cm，优选大约47N/cm的抗张强度。根据本申请的以下实施例中指明的方法测定以上的拉伸断裂强度(N)、胀破强度(kPa)、抗扯强度(N)、缝线拉出强度(N)以及抗张强度(N/cm)。本发明的修复体的多孔编织物优选地显示在固定点处均匀分布的剪切力。特别是，虽然其提供为轻质结构，但是与现有技术的轻质编织物相比，本发明的修复体的多孔编织物可以显示在固定点处优良的抗破裂性。本发明的修复体进一步包括至少包含至少ε-己内酯的共聚物的合成非多孔可生物降解膜。所述膜意图覆盖至少部分的所述编织物的所述第一面。在实施方式中，本发明的修复体的合成非多孔可生物降解膜完全覆盖所述多孔编织物的所述第一面，并且更优选地以保护所述修复体不与邻近的生物组织接触的方式伸出所述编织物的边缘，例如伸出部分为5毫米至10毫米。本发明的修复体的合成非多孔可生物降解膜意图通过堵塞在所述第一面的表面上存在的孔隙来使在所述编织物的第一面上的术后粘连最小化。本发明的修复体的合成非多孔可生物降解膜优选为连续的并且具有光滑而且平坦的表面。在实施方式中，所述合成非多孔可生物降解膜是一种通过挤出至少包含至少ε-己内酯的共聚物的组合物得到的膜。在实施方式中，所述合成非多孔可生物降解膜是一种通过挤出包含乙交酯、ε-己内酯、三亚甲基碳酸酯和丙交酯的无规共聚物的组合物(优选地，由乙交酯、ε-己内酯、三亚甲基碳酸酯和丙交酯的无规共聚物组成的组合物)得到的膜。在实施方式中，所述合成非多孔可生物降解膜是一种通过挤出以大约68.5摩尔％至大约71.5摩尔％的乙交酯、大约14.7摩尔％至大约17.5摩尔％的ε-己内酯、大约6.7摩尔％至大约8.6摩尔％的三亚甲基碳酸酯和大约4.6摩尔％至大约6.5摩尔％的丙交酯的无规共聚物组成的组合物得到的膜。在US6,235,869中描述了适于形成本发明的修复体的膜的共聚物组合物的制备。所述膜可以通过在170℃至210℃范围内的温度下在挤出机中平模(flatdie)挤出至少包含至少ε-己内酯的共聚物的组合物而获得。挤出后，可以根据常规的方法使所述膜退火。本发明的修复体的膜是可生物降解的。在实施方式中，本发明的修复体的膜优选在少于15周内在体内降解。具有这种降解动力学的膜可以限制外部材料在患者体内的存在同时对于防止术后粘连是有效的。在实施方式中，所述合成非多孔可生物降解膜显示大约15μm至大约25μm范围内的厚度。在实施方式中，所述膜的厚度为大约20μm。在实施方式中，所述膜的厚度为大约25μm。具有这种厚度的膜构成有效地粘连屏障同时具有有限的炎症应答风险。此外，具有这种厚度的膜允许产生的修复体整体上保持薄且软，因此特别适合折叠以便容易在套管针内引入。本发明的修复体进一步包括用于将所述膜粘合到所述编织物的所述第一面的合成可生物降解粘合剂。所述粘合剂至少包含ε-己内酯的聚合物。在实施方式中，所述粘合剂由ε-己内酯的聚合物组成，特别是由具有大约80000g/mol的分子量的ε-己内酯的聚合物组成。即使所述ε-己内酯的聚合物以有限的量存在，这种ε-己内酯的聚合物使得所述膜很好地粘合到所述编织物的第一面。因此这种ε-己内酯的聚合物可以使所述膜与所述编织物的第一面有效粘合同时限制引入患者体内的外来材料的量。在实施方式中，特别是当所述粘合剂由ε-己内酯的聚合物组成，例如由具有大约80000g/mol的分子量的ε-己内酯的聚合物组成时，所述粘合剂存在于所述修复体中，特别是以大约0.60mg/cm2至大约0.95mg/cm2范围内，优选大约0.70mg/cm2至大约0.85mg/cm2范围内，更优选大约0.83mg/cm2的量，存在于所述膜和所述编织物的所述第一面之间。在实施方式中，特别是当所述粘合剂由ε-己内酯的聚合物组成，例如由具有大约80000g/mol的分子量的ε-己内酯的聚合物组成时，相对所述修复体的重量，所述粘合剂以6重量％至11重量％范围内的量存在。因此所述粘合剂代表有限量重量的修复体以及有限量的引入患者体内的另外的外来材料。所述粘合剂以不连续层的形式存在于所述膜和所述第一面之间。“材料的不连续层”在本申请中是指多个离散量的材料彼此不相连并且不形成连续的膜。本发明的修复体的粘合剂以多个离散量的粘合剂彼此不相连并且不形成连续的膜的形式存在于所述膜和所述第一面之间。例如，可以将在所述编织物的第一面上的粘合剂的存在限制到形成所述编织物的单丝的纤维表面，优选地在这些纤维的上表面上，在所述编织物的孔隙中不存在粘合剂。此外，优选地，在所述编织物的第二面的表面上不存在粘合剂材料。因此所述粘合剂在所述编织物的第一面和所述膜之间不形成连续的层。当所述粘合剂由ε-己内酯的聚合物组成时，所述修复体包含有限数量的不同的化学材料，因为ε-己内酯也是所述膜的组分。这可以限制引入患者体内的不同的外来材料的数量。适用于本发明的修复体的粘合剂的具有大约80000g/mol分子量的ε-己内酯的聚合物是可购自Sigma-Aldrich公司编号440744的产品。虽然在所述编织物的第一面上每表面面积的粘合剂的量有限，并且虽然所述粘合剂以不连续层的形式存在，但是本发明的修复体的非多孔膜仍通过所述粘合剂密切连接到所述编织物的所述第一面。本发明的修复体可以进一步设置有一个或多个载有对外科医生可能有用的信息的标记，特别是在选择所述修复体时和/或在将所述修复体定位在患者体内时。例如，所述标记可以指示修复体的大小、在所述修复体为矩形的情形下纵轴或横轴的方向、所述修复体的中心，等等……。这些标记还可以向外科医生指示所述修复体对细胞定殖开放的面，或相反地，被所述膜覆盖以使术后粘连最小化的面。在实施方式中，所述修复体设置有至少一个由合成可生物降解材料制成的标记。在实施方式中，所述标记位于所述粘合剂和所述膜之间。在其他实施方式中，所述标记位于所述编织物的所述第一面和所述粘合剂之间。所述标记以一块标记或几块标记的形式存在，如字母、数字、斑点、圆点、几何图案等等。在本申请中表述“标记区”将指代存在至少一块标记的所述修复体的区域，特别是存在至少一块标记的所述编织物的所述第一面的区域。在实施方式中，在所述修复体的一个面上所述修复体的标记区的总表面面积可以为所述修复体的所述面的总表面面积的大约0.8％至大约4％。在实施方式中，所述标记由一种组合物制成，该组合物由溶解在ε-己内酯的聚合物的溶液中的染料组成。在其他实施方式中，所述标记由由溶解在乳酸和乙醇酸的共聚物的溶液中的染料组成的组合物制成。在实施方式中，形成所述标记的所述合成可生物降解材料由ε-己内酯的聚合物和染料(例如D&CVioletN°2)组成。在实施方式中，所述染料(例如D&CVioletN°2)与ε-己内酯的聚合物的重量比等于或小于1/1000。在形成所述标记的所述合成可生物降解材料由ε-己内酯的聚合物和染料(特别地，D&CVioletN°2)组成的实施方式中，形成所述标记的所述合成可生物降解材料，特别是在所述编织物的所述第一面和所述粘合剂之间，以大约3.2mg/cm2至大约4.0mg/cm2范围内的量存在于所述修复体的标记区中。当形成所述标记的所述合成可生物降解材料由ε-己内酯的聚合物和D&CVioletN°2组成时，并且当所述粘合剂由ε-己内酯的聚合物组成时，在修复体的标记区中的ε-己内酯的聚合物和D&CVioletN°2的量可在3.7mg/cm2至大约4.6mg/cm2范围内。在这样的实施方式中，在所述修复体的标记区中的ε-己内酯的聚合物的量仍然有限。当形成所述标记的所述合成可生物降解材料由ε-己内酯的聚合物和染料组成时，所述修复体包含有限数量的不同的化学材料，因为ε-己内酯也是所述膜和所述粘合剂的成分。这可以限制引入患者体内的不同外来材料的数量。此外，当形成所述标记的所述合成可生物降解材料由ε-己内酯的聚合物和染料组成时，形成所述标记的所述合成可生物降解材料的降解动力学非常接近所述粘合剂的降解动力学。因此，形成所述标记的所述合成可生物降解材料和所述粘合剂的降解过程相似并且彼此互不影响。本发明的另一个方面是形成上述修复体的方法，其包括以下步骤：-a)提供由合成生物相容性材料的单丝制成的多孔编织物，所述编织物限定两个相反的面，第一面和第二面，-b)提供至少包含至少ε-己内酯的共聚物的合成非多孔可生物降解膜，-c)用至少包含至少ε-己内酯的聚合物的粘合溶液胶粘所述编织物的所述第一面，从而在所述编织物的所述第一面上形成粘合溶液的不连续层，-d)将步骤b)的所述膜层压在所述编织物的胶粘的第一面上。在本发明的方法的第一步，步骤a)中，提供由合成生物相容性材料的单丝制成的多孔编织物。本申请上文描述了用于本发明的修复体的合适的多孔编织物以及制造它们的方法。编织后，可以对所述编织物热定形，例如根据常规的方法在热定形机上对所述编织物热定形。在本发明的方法的第二步，步骤b)中，提供至少包含至少ε-己内酯的共聚物的合成非多孔可生物降解膜，用于本发明的修复体的合适的膜以及它们的制造方法如上所述。在本发明的方法的第三步，步骤c)中，用粘合溶液胶粘在步骤a)中获得的所述编织物的所述第一面，从而在所述编织物的所述第一面上形成粘合溶液的不连续层。在实施方式中，ε-己内酯的聚合物在溶剂(例如二氯甲烷)中的组合物用于将所述膜粘合到所述编织物的所述第一面。例如，将所述组合物喷洒在所述编织物的所述第一面上以便胶粘所述编织物的所述第一面。在实施方式中，所述粘合溶液是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液。例如，在二氯甲烷中包含30g/L的量的ε-己内酯的聚合物的溶液用于将所述膜粘合到所述编织物的所述第一面。在实施方式中，所述喷洒使用具有微流泵的喷洒机《SONOTEKFlexicoat》进行。在实施方式中，所述喷洒步骤可以包括喷雾嘴几次重复喷洒所述编织物的所述第一面。在实施方式中，所述粘合溶液，特别是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液，被喷洒在所述编织物的所述第一面的表面上。在实施方式中，所述粘合溶液，特别是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液，被喷洒在所述编织物的所述第一面的表面上从而形成粘合溶液的不连续层。在实施方式中，所述粘合溶液，特别是的在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液，以大约10mL/min的溶液的给料速度被喷洒在所述编织物的所述第一面的表面上。所述喷洒可以重复几次。例如，所述粘合溶液，特别是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液，经由喷雾嘴3次喷洒，每次喷洒以大约10mL/min的溶液的给料速度被喷洒在所述编织物的所述第一面的表面上。在实施方式中，在所述喷洒以及随后的自然干燥期间，所述溶剂，特别是所述二氯甲烷，完全蒸发。所述粘合剂留在所述编织物的所述第一面上由此由ε-己内酯的聚合物组成。所述粘合溶液的喷洒条件，特别是大约10mL/min的溶液的给料速度，允许所述粘合溶液，以及在所述溶剂(例如二氯甲烷)的蒸发完成之后最终残留的粘合剂以不连续层的形式分布在所述编织物的所述第一面的表面上，并且特别是在所述编织物的所述第一面的表面的单丝纤维上方，而在存在于所述编织物的所述第一面的表面的孔隙中不存在粘合溶液/粘合剂，并且在所述编织物的所述第二面的表面上不存在粘合溶液/粘合剂。此外，这样的喷洒条件，例如大约10mL/min的溶液的给料速度和3次喷洒的次数，可以在终产物，即所述修复体中在所述膜和所述编织物的所述第一面之间获得有限量的粘合剂，如大约0.60mg/cm2至大约0.95mg/cm2范围内，优选大约0.70mg/cm2至大约0.85mg/cm2范围内，更优选大约0.83mg/cm2的量。在本发明的方法的第四步，步骤d)中，步骤b)的所述膜被层压在所述编织物的胶粘的面上。所述层压可在包括底板和顶加热板的压床上进行。在实施方式中，所述层压步骤通过在大约30秒至大约7分钟的范围内，优选大约5分钟的时间段中，在大约105℃的温度下，用大约137895Pa(20psi)至大约1034213Pa(150psi)范围内，优选大约172369Pa(25psi)的接触压力，使步骤b)的所述膜与步骤c)中获得的所述编织物的所述胶粘的面接触来进行。例如，可以将所述编织物放置在机器的底板上，并使所述编织物的所述胶粘的面朝向上方。然后可以将步骤b)获得的所述膜放置在所述编织物的所述胶粘的面上。可以将所述顶加热板的温度设置在大约105℃。可以使所述加热板在期望的接触压力(例如大约172369Pa(25psi))下，在期望的时间段(例如大约5分钟的时间段)内与所述编织物和膜接触。本发明的方法可以获得所述膜与所述编织物有效结合，而不需胶粘所述膜本身，因此用本发明的方法避免了胶粘所述膜的额外的步骤。因此，相对于还需要胶粘所述膜的现有的方法，该方法简化了。特别是，虽然在所得的修复体中在所述膜和所述编织物的所述第一面之间每表面面积的粘合剂的量有限，并且虽然在所得的修复体中的粘合剂以不连续层的形式存在于所述膜和所述第一面之间，但是本发明的方法的胶粘步骤条件和层压步骤条件与使用在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液作为粘合溶液相结合可以获得所述膜和所述编织物的所述第一面之间密切的粘合。本发明所得的修复体使用减少种类和量的植入患者体内的不同成分的外来材料使得在使术后粘连最小化的同时有效地增强组织。鉴于层压所述膜，在胶粘所述编织物的所述第一面之前，可以进行印刷步骤以便为所述编织物的所述第一面提供一个或多个标记。在实施方式中，所述印刷步骤包括将掩膜(mask)放置在所述编织物的所述第一面上并且将染色溶液喷洒在设置有所述掩膜的编织物的所述第一面上。所述掩膜通常设计为使得所述编织物的所述第一面的一个或多个部分接收染色组合物并因此在保护所述第一面的表面的其余部分的同时被印刷。因此可以设计所述掩膜以便可以在所述编织物的所述第一面上印刷任何期望的几何图案，例如字母、数字等等……。在实施方式中，ε-己内酯的聚合物在溶剂(例如二氯甲烷)中的组合物用于溶解意图用作本发明的修复体的标记的染料。可以将所述组合物喷洒在设置有掩膜的编织物的所述第一面上。由此获得一个或多个标记。在实施方式中，包含在二氯甲烷中的30g/L的量的ε-己内酯的聚合物的溶液用于溶解0.03g/L的染料。在实施方式中，所述染料是D&CVioletN°2。在实施方式中，包含在二氯甲烷中的30g/L的量的ε-己内酯的聚合物的溶液用于溶解0.03g/L的D&CVioletN°2。这种溶液对应于在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)并且在ε-己内酯的聚合物中的D&CVioletN°2为0.1％(重量/重量)的溶液。在实施方式中，所述染色溶液是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)并且在ε-己内酯的聚合物中的D&CVioletN°2为0.1％(重量/重量)的溶液。在实施方式中，所述喷洒使用具有微流泵的喷洒机《SONOTEKFlexicoat》进行。在实施方式中，所述喷洒步骤可以包括所述喷雾嘴重复喷洒所述设置有掩膜的编织物的所述第一面。在实施方式中，所述染色溶液，特别是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)并且在ε-己内酯的聚合物中的D&CVioletN°2为0.1％(重量/重量)的溶液，被喷洒在所述设置有掩膜的编织物的所述第一面的表面上。在实施方式中，所述染色溶液，特别是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)并且在ε-己内酯的聚合物中的D&CVioletN°2为0.1％(重量/重量)的溶液，以大约10mL/min的溶液的给料速度被喷洒在所述设置有掩膜的编织物的所述第一面的表面上。取决于对于标记期望的色彩亮度，所述喷洒可以重复几次。在实施方式中，所述染色溶液，特别是在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)并且在ε-己内酯的聚合物中的D&CVioletN°2为0.1％(重量/重量)的溶液，以大约10mL/min的溶液的给料速度经由喷雾嘴13次喷洒所述设置有掩膜的编织物的所述第一面的表面而被喷洒。在实施方式中，在所述喷洒以及随后的自然干燥期间，所述溶剂，特别是所述二氯甲烷，完全蒸发。一旦除去所述掩膜，所述标记留在所述编织物的所述第一面上由此由ε-己内酯的聚合物和所述D&CVioletN°2组成。这样的染色组合物的量和印刷步骤的条件可以同时具有关于比色强度有效的标记，使得外科医生可以容易看到所述标记，以及在患者体内有限量的外来材料。此外，这种喷洒条件可以在终产物(即，所述修复体)中获得有限量的标记材料，如在所述编织物的标记区中大约3.2mg/cm2至大约4.0mg/cm2范围内的量。本发明的修复体可以使用常规已知的技术包装和灭菌。本发明的修复体使用减少种类和量的植入患者体内的不同成分的外来材料在使术后粘连最小化的同时可以对组织进行有效的增强。本发明的修复体对于细胞定殖还特别有效。所述多孔编织物的有效孔隙率使得在所述编织物的所述第二面上最优的组织融合。另外，本发明的修复体是柔软的并且容易折叠。因此本发明的修复体可容易被引入套管针中并且特别适合用在腹腔镜手术中。可以经由打开或腹腔镜方式将本发明的修复体植入腹膜内的位点以用于腹壁疝修复。固定到周围组织可以通过钉住、常规的缝合或其他方式来实现。本发明的另一个方面是包含如上所述的编织物的疝修复体。以下的实施例和附图将使本发明变得更加清楚，其中：图1是本发明的修复体的实施方式的剖面图。具体实施方式实施例：在所有下面的实施例中，使用的ε-己内酯的聚合物是购自Sigma-Aldrich公司产品编号440744下具有大约80000g/mol的分子量的ε-己内酯的聚合物。实施例1：本实施例描述了适合本发明的修复体的编织物的制造。1°)多孔编织物A的制造编织物A通过以下产生：根据ISO11676标准，在具有两个导向杆B1、B2的经编机或拉舍尔编织机上编织直径0.12mm的聚丙烯的单丝，所述单丝编织之后的图案如下：杆B1：1.2/4.5/4.3/4.5/4.3/1.0/1.2/1.0//杆B2：4.3/1.0/1.2/1.0/1.2/4.5/4.3/4.5//导向杆B1和B21满1空穿线并且对称地移动。编织物A的编织图案产生直径大于大约1.0mm的孔隙。例如，编织物A的一些孔隙具有2.0×2.4mm的平均尺寸。这种大尺寸的孔隙对于细胞定殖是非常有利的并且赋予编织物在植入位点良好可见性的优良透明度。2°)多孔编织物B的制造编织物B通过以下得到：根据ISO11676标准，按照以下的图案，在具有两个导向杆B1、B2的经编机上编织直径0.10mm的聚丙烯的单丝：杆B1：5.4/4.3/2.1/0.1/1.2/3.4//杆B2：0.1/1.2/3.4/5.4/4.3/2.1//导向杆B1和B21满1空穿线并且对称地移动。编织后，根据常规的方法对所述编织物A和B热定形。3°)编织物A和B的性质编织物A和B的以下性质测定如下：-单位面积质量(g/m2)：根据ISO3801:1977《单位长度质量和单位面积质量的测定》测定，5个1dm2的样本，-孔隙尺寸(宽×高)(mm)：用轮廓测定投影仪，例如ORAMA的投影仪300V在10个独立的样品上进行一次测定以测定编织物最大的孔隙。-胀破强度(kPa)：根据ISO13938-2:1999“纺织品–织物胀破特性–胀破强力测定的气压方法”测定，5个样品。-用牵引测试机，例如Hounsfield型号H5KS(Hounsfield，Redhill，英格兰)通过柱塞试验测试抗张强度(N/cm)，十字头速度：50mm/min，5个样品：可以使用夹在外边界的具有Rm＝56.4mm的半径以及具有100cm2的测试面积的圆形网格样品测定破裂压力(修正的DIN54307替代标准)。然后，使所述网格样品负载半径Rs＝50mm，速度v＝50mm/min的球形锤直到发生断裂。可以基于测定的力和产生的拉伸，计算抗张强度(N/cm)；-经向和纬向抗扯强度(N)：根据ISO4674:1977“橡胶或塑料涂布的织物–抗扯强度测定”法A2测定，5个样品，宽度：75mm，撕裂长度≤145mm，十字头速度：100mm/min，-厚度：根据ISO9073-2:1997“纺织品–非织造布试验方法–第二部分：厚度的测定”测定，5个样品，100×50mm，-拉伸断裂强度和断裂伸长率：根据ISO13934-1:2013“纺织品–织物拉伸特性–第1部分：使用条样法测定最大受力和最大受力时的伸长率”测定，5个样品，宽度：50mm，长度：200mm在夹具之间，十字头速度：100mm/min，预载：0.5N，使用牵引试验机，例如Hounsfield型号H5KS(Hounsfield，Redhill，英格兰)；-有效孔隙率：用轮廓测定投影仪例如ORAMA的投影仪300V测定具有大于1mm的直径的孔隙，一个100×50mm的样品；-根据NFS94-801:2007“由阴道途径引入的用于治疗压力性尿失禁和/或盆腔器官脱垂的增强移植物–临床前试验和临床试验”-§5.3.35测定经向和纬向的缝合拔出强度，样本50×100mm，USP2缝合线，十字头速度：100mm/min，使用牵引试验机，例如Hounsfield型号H5KS(Hounsfield，Redhill，英格兰)。结果收集在下表中：表I：机械性能表II：单位面积质量和孔隙率编织物A编织物B单位面积质量(g/cm2)4636厚度(mm)0.60.4孔隙尺寸(mm)(宽×长)2.0×2.41.6×1.4有效孔隙率(％)5535实施例2：本实施例描述了适合本发明的修复体的标记编织物的制备。根据如下方法对实施例1的编织物A设置标记：a)染色溶液的制备：首先制备在二氯甲烷中染料为0.1％(重量/体积)的母液如下：搅拌下将200mg的D&CVioletN°2添加到200mL的二氯甲烷中。然后制备如下形式的所述染色溶液，在二氯甲烷中ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)和在ε-己内酯的聚合物中D&CVioletN°2为0.1％(重量/重量)的溶液：将18mL的0.1％(重量/体积)的染料的二氯甲烷母液添加到582mL的二氯甲烷中。搅拌下将18g的ε-己内酯的聚合物添加到所述溶液中。继续搅拌直到ε-己内酯的聚合物全部溶解。b)所述染色溶液的喷洒：将设置有空隙区和填充区的掩膜放置在编织物A的第一面上，即在随后的步骤中在编织物A上意图涂布粘连屏障膜的面上。所述掩膜的所述填充区意图保护编织物A的第一面的不意图被标记的区。因此所述掩膜的所述填充区将防止编织物A的第一面的这些区域被所述染色溶液接触并且被印刷。所述掩膜的所述空隙区意图使得所述染色溶液到达编织物A的第一面的意图被标记的区域。所述掩膜的所述空隙区对应于编织物A的第一面的标记区。然后根据以下方法将在以上a)中制备的染色溶液喷洒在设置有掩膜的编织物A的第一面上：用带有Sonotek48KHz的冲击喷嘴和微流泵的超声喷洒机《SONOTEKFlexicoat》以下条件进行所述喷洒：-喷嘴速度：100mm/s-喷嘴相对编织物的高度：40mm-两个喷嘴通道之间的距离：8mm-溶液的给料速度：10mL/min以喷雾嘴进行13次喷洒的形式进行喷洒。在喷洒期间，二氯甲烷完全蒸发。在所述喷雾嘴13次喷洒的末尾，以及二氯甲烷蒸发之后，形成所述标记的所述合成可生物降解材料，即ε-己内酯的聚合物和D&CVioletN°2，以在编织物A的第一面的标记区中大约3.50mg/cm2的量存在于编织物A的第一面上。这种量的标记材料确保具有就比色强度而言有效的标记，使得外科医生可以容易看到所述标记，以及同时确保在患者体内有限量的外来材料。实施例3：本实施例描述根据本发明的方法制造本发明的修复体的样品。1°)编织物A的胶粘：根据以下方法用粘合溶液胶粘以上实施例2获得的带有标记区的编织物A的第一面：制备在二氯甲烷中的ε-己内酯的聚合物为3％(重量/体积)的溶液作为所述粘合溶液。然后根据以下方法将所述粘合溶液喷洒在设置有标记区的编织物A的第一面上：用带有Sonotek48KHz的冲击喷嘴和微流泵的超声喷洒机《SONOTEKFlexicoat》以以下条件进行所述喷洒：-喷嘴速度：100mm/s-喷嘴相对编织物的高度：40mm-两个喷嘴通道之间的距离：8mm-溶液的给料速度：10mL/min以所述喷雾嘴进行3次喷洒的形式进行喷洒。在喷洒期间，二氯甲烷完全蒸发。所述粘合溶液的这种喷洒条件，特别是10mL/min的溶液给料速度，使得所述粘合溶液，以及在二氯甲烷完全蒸发后最终的粘合剂以不连续层的形式分布在所述编织物的第一面的表面上。其实，在所述喷嘴每次喷洒时，这些喷洒条件确保仅有限量的粘合溶液每次喷洒时散布在编织物A的第一面上。因此所述粘合溶液在每次喷洒时不被重力向下拉并且显著地保持在其被喷洒的编织物的面的纤维的顶表面上。由于这些喷洒条件，所述粘合溶液不会向所述编织物的相反面(第二面)迁移。因此所述粘合剂仍然存在于编织物A的第一面的表面并且一旦完成层压步骤时可用于完成所述膜与所述编织物的第一面的有效结合(参见下文)。例如，喷嘴每次喷洒时溶液速度为20mL/min的喷洒条件使得所述粘合溶液更倾向于向所述编织物的相反面迁移。在将来的层压步骤期间仅有很少粘合剂最终用于所述编织物的第一面和所述膜之间的结合。在以10mL/min的溶液的给料速度喷雾嘴3次喷洒的末尾，以及二氯甲烷蒸发之后，所述粘合剂，即ε-己内酯的聚合物在编织物A的第一面的非标记区中以大约0.83mg/cm2的量存在于编织物A的第一面上。在以10mL/min的溶液的给料速度喷雾嘴3次喷洒的末尾，以及二氯甲烷蒸发之后，所述粘合剂和所述标记材料，即ε-己内酯的聚合物和D&CVioletN°2，在编织物A的第一面的标记区中以大约4.33mg/cm2的量存在于编织物A的第一面上。从以下描述中可以看到，这种量的粘合溶液确保获得所述膜与所述编织物的有效粘合同时限制患者体内外来材料的量。2°)非多孔膜在编织物A胶粘的面上的层压：制备尺寸10.5cm×20.5cm的上述标记的编织物A的矩形形状的样品。提供一种非多孔可生物降解膜，其至少包含挤出膜形式的至少ε-己内酯的共聚物，所述挤出膜通过平模挤出由大约68.5摩尔％至大约71.5摩尔％的乙交酯、大约14.7摩尔％至大约17.5摩尔％的ε-己内酯、大约6.7摩尔％至大约8.6摩尔％的三亚甲基碳酸酯和大约4.6摩尔％至大约6.5摩尔％的丙交酯的无规共聚物组成的组合物得到。所述膜具有大约20μm的厚度。制备尺寸11cm×22cm的上述膜的矩形形状的样品。用来自Nelipak的包括底板和顶加热板的压床进行所述层压。将编织物A的样品放置在机器的底板上，使其胶粘的面朝上。将样品膜放置在编织物A的上方，使得意图在其上施加压力的表面面积为20.5cm×8.5cm。所述机器留出大约3cm的编织物A和膜的区域(flap)。这个区域不进行层压并且使得能够在层压的样品上进行剥离试验。机器的起始压力设定为1.5×105Pa(1.5巴)。顶加热板的温度设定为大约105℃。移动顶加热板并使其与所述膜接触以便使其紧贴所述编织物的胶粘面，施加在样品上的有效压力为大约172369Pa(25psi)。接触时间5分钟。得到本发明的合成修复体。所述膜通过所述粘合剂密切地连接到编织物A的第一面，并且不能分层，同时在所述编织物的第二面上保持多孔结构开放。特别是，虽然在编织物A的第一面上每表面面积的粘合剂的量有限，所述膜通过所述粘合剂密切地连接到编织物A的第一面。在本实施例中，相对所述修复体的重量，所述粘合剂以大约9重量％的量存在。参考图1，其显示通过本实施例的方法获得的本发明的本实施例的修复体1的剖面图。如上所述，修复体1包括由聚丙烯的单丝3制成的多孔编织物2(编织物A)。编织物2限定两个相反的面，第一面4和第二面5。在图1中显示的编织物2的横截面显示针脚6的变换(每个针脚6包括3个单丝3)，以及孔隙7。修复体1进一步包括非多孔可生物降解膜8，所述膜如上所述，覆盖编织物2的第一面4。编织物的第二面5对于细胞定殖开放。膜8通过粘合剂9结合到编织物2的第一面4上。如该图所示，粘合剂9为材料的不连续层的形式。特别是，如上所述，粘合剂9以多个离散量的粘合剂材料彼此不相连并且不形成连续的膜的形式存在。在编织物2的孔隙7中不存在粘合剂并且在编织物2的第二面5的表面上不存在粘合剂。在编织物2的第一面4和膜8之间的粘合剂9的离散结构可以改善修复体1在植入后的整体组织融合。其实，粘合剂9的不连续的结构使得几周后膜8开始降解时在编织物2的第一面4上的细胞定殖进一步发展，这时术后粘连不再可能发生并且膜8已经完成其防止粘连的功能。由此，在非多孔膜8开始其生物降解之后，编织物2的第一面的细胞定殖不会由于粘合剂9的存在而受到阻碍或延误。图1进一步显示存在于编织物2的标记区11中的标记10。3°)剥离强度：为了检查所述膜的剥离强度以及检查所述膜与编织物A的第一面之间结合的有效性进行剥离试验。这个理念是测定剥离所述膜所需的能量。所需的能量越高，所述膜和所述编织物之间的结合越有效。剥离强度的测定方法如下：使用具有底部固定夹具和顶部移动夹具的牵引机。测压元件50N。在试验开始之前两个夹具之间的距离为3cm。通过在以上编织物中切割2.54cm宽和8.5cm长的条带制备上述编织物的矩形形状的样品，同时保留3cm的区域。使所述编织物的如上所述的3cm的区域的自由端夹在底部夹具中。使所述膜的如上所述的3cm的区域的自由端夹在顶部夹具中。将待试验的样品朝向机器的使用者放置。在任何测试前，以4巴的压力支住所述夹具以保证所述样品的安全抓握。以以下参数进行所述试验：-温度：20℃±2℃，-相对湿度：65％±4％，-测试速度：250mm/min，-预载：0.25N-预载速度：50mm/min在试验期间，使移动夹具从所述固定夹具移开。测定使所述膜与所述编织物分离为位移在60mm和150mm之间所需的能量(mJ)。还测定使所述样品分层所需的最大力(N)。如上所述，测定按照本实施例中描述所制造的15个样品的能量和最大力。结果如下：-15个样品的平均能量：429±37mJ，-15个样品的平均最大力：6.4±0.6N，这些结果证实所述膜与编织物A的第一面的结合是有效的。因此，本发明的修复体的膜非常耐分层。实施例4：制造两个修复体，修复体P1和修复体P2，两个均用以上实施例1的编织物A，以上实施例3的粘合溶液和以上实施例3的非多孔膜。对于修复体P1，完成所述胶粘步骤以便在所述编织物A的第一面上形成所述粘合溶液的不连续层。对于修复体P2，通过将粘合溶液同时喷洒在所述编织物A的第一面上和所述非多孔膜的面上来完成所述胶粘步骤，以使所述粘合溶液以材料的连续层的形式存在于所述编织物的第一面和所述膜之间。然后使修复体P1和P2经历所述层压步骤。终产物的结构如下：-在修复体P1中：所述粘合剂以不连续层的形式存在于所述非多孔膜和所述编织物A的第一面之间，-在修复体P2中：所述粘合剂以连续层的形式存在于所述非多孔膜和所述编织物A的第一面之间。进一步将修复体P1和P2手术移植为与大鼠的皮下组织直接接触4周(每个修复体9个位点)。评价修复体的组织融合性如下：定义表示包括考虑进展中的炎症、纤维增生、纤维化、血管再生和包封的程度和性质的综合分数的组织向内生长评分。这个参数和组织融合性具有最大评分4(1＝尚可，2＝好，3＝非常好，4＝极好)。P1的结果：植入的修复体的总组织向内生长和融合性为非常好到极好(3至4范围内的评分)。P2的结果：植入的修复体的总组织向内生长和融合性为好到极好(2至4范围内的评分)。本发明的方法可以获得膜与所述编织物的第一面的有效结合同时使存在的植入患者体内的外来材料最小化。本发明产生的修复体可以使用减少的种类和量的植入患者体内的不同成分的外来材料进行有效的组织增强同时使术后粘连最小化。本发明的修复体对于细胞定殖还特别有效。所述编织物的有效孔隙率，特别是编织物A的孔隙率，确保了在所述编织物的第二面上最优的组织融合。此外，本发明的修复体是柔软的并且容易折叠。因此本发明的修复体可容易被引入套管针中并且特别适合用在腹腔镜手术中。当前第1页1 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