DE69801445T2

DE69801445T2 - Dreidimensionale durchlöcherte gewebeprothese

Info

Publication number: DE69801445T2
Application number: DE69801445T
Authority: DE
Inventors: Alfredo Meneghin; Regis Ory; Michel Therin
Original assignee: Sofradim Production SAS
Current assignee: Sofradim Production SAS
Priority date: 1997-08-01
Filing date: 1998-07-22
Publication date: 2001-12-06
Anticipated expiration: 2018-07-23
Also published as: FR2766698A1; US6443964B1; JP2003517318A; ES2163884T3; WO1999005990A1; EP0999805B1; EP0999805A1; FR2766698B1; AU8866998A; DE69801445D1; ATE204444T1

Description

Die vorliegende Erfindung betrifft ein dreidimensionales Gewebe, das insbesondere in der parietalen und/oder viszeralen Chirurgie verwendbar ist, das aber auch auf anderen Gebieten der Chirurgie Anwendung finden kann.
Die vorliegende Erfindung wird speziell mit Bezug auf ein prothetisches Gewebe der zuvor genannten Art beschrieben, das für die Verwendung bei der Reparation von Brüchen oder Eingeweidevorfällen bestimmt ist.
Seit langem haben Chirurgen flache prothetische Gewebe, d. h. zweidimensionale, verwendet, um beliebige Partien des Körpers, wie eine beispielsweise infolge einer Traumatisierung zerstörte oder geschädigte Sehnenhaut oder eine Muskelwand zu reparieren oder zu ersetzen. Demzufolge existiert heute eine große Anzahl derartiger prothetischer Gewebe, die nach verschiedenen Verfahren hergestellt oder erhalten werden, beispielsweise durch Weben, Wirken oder Formen, und die dazu ausgestaltet wurden, spezifische Funktionen innerhalb des Körpers, in den sie implantiert werden, auszuüben.
Derartige zweidimensionale Gewebe sind beispielsweise in den Dokumenten US-C-5 569 273 und 3 124 136 beschrieben.
Dennoch weisen derartige Gewebe mehrere Nachteile auf, die mit der Struktur des Gewebes selbst oder mit der Wahl des für die Bildung der Fäden verwendeten Basismaterials oder auch mit der Art und Weise verbunden sind, auf die das prothetische Gewebe hergestellt wird. So sind die bekannten prothetischen Gewebe aus synthetischem Material, beispielsweise Polymer, relativ wenig biegsam.
Es ist auch bekannt, daß die Gewebereaktion auf ein Implantat das Ergebnis eines normalen Vernarbungsprozesses ist. Auf jede chirurgische Gewebetraumatisierung folgt eine Kaskade physiologischer Ereignisse, deren Hauptzeitabschnitte die folgenden sind:
- t0: Chirurgische Traumatisierung, kapillarer Einbruch;
- t0 plus einige Minuten: Koagulation, fibrinöses Netz, Freisetzung der chemotaktischen Faktoren;
- t0 plus 12 bis 48 h: Zufluß von Leukozyten, hauptsächlich von Polynuklearen;
- t0 plus 4 bis 8 Tage: Zufluß von Fibroblasten;
- t0 plus 24 h bis 5 Tage: Zufluß von Leukozyten, hauptsächlich von Makrophagen;
- t0 plus 8 bis 21 Tage: Bindegewebs-Differenzierung der Narbenreaktion;
- t0 plus 15 bis 180 Tage: Narbenremodellierung im Kontakt mit dem Implantat.
Obwohl einige der Mechanismen immer noch nicht genau bekannt sind, insbesondere was den Determinismus der Intensität der Reaktion betrifft, scheinen die ersten acht Tage entscheidend zu sein, da diese die Voraussetzung für den Fibroblasten- Zustrom schaffen.
In nicht knochenartigen Geweben führt das Gleichgewicht der Reaktion zur Bildung einer fibrokonjunktiven Membran, die die Schnittstelle zwischen dem implantierten Material und dem umgebenden gesunden Gewebe bildet. Um welche Implantatart es sich auch handelt, der unter direktem Einfluß eines herkömmlichen biokompatiblen Materials stehende Bereich beträgt mindestens etwa 50 um.
Darüber hinaus hat das prothetische Gewebe bei der Behandlung von parietalen Insuffizienzen (hauptsächlich Brüchen und Eingeweidevorfällen) die Aufgabe, der chirurgischen Rekonstruktion eine zusätzliche mechanische Festigkeit zu verschaffen, und es ist um so wirksamer und seine lokale Toleranz um so besser, je enger und früher seine Gewebeintegration erfolgt.
Die Anmelderin hat durch eigene Studien, deren Ergebnisse sie zu der vorliegenden Erfindung geführt haben, ermittelt, daß mehrere Parameter die Gewebeantwort auf ein prothetisches Implantat beeinflussen, nämlich:
- Das die Prothese bildende Material und seine eventuellen Abbauprodukte im biologischen Milieu, die weder eine toxische Wirkung noch eine im Gegensatz zur gewünschten Wirkung stehende Wirkung induzieren dürfen. Im Falle eines langzeitig implantierten prothetischen Gewebes sind die Alterung des Materials und ihre Folgen (Abnutzung, Ablösung von Bestandteilen, usw....) der am schwierigsten vorherzusehende Faktor; allein seit langer Zeit anerkannte erstklassige Materialien schaffen ein Maximum an Sicherheit;
- da der Organismus sozusagen nur die Oberfläche des-Materials sieht, haben die Eigenschaften derselben eine nicht vernachlässigbare Bedeutung. Unter der Gesamtheit der Oberflächenparameter spielen die Oberflächenenergie und die Unebenheit eine bedeutende Rolle. In der Tat, wenn man danach strebt, die Zellanwachsung zu fördern, muß die Oberfläche hydrophil sein (erhöhte Oberflächenenergie) und im Maßstab einer Zelle (von der Größenordnung eines Mikrons) glatt sein;
- allein die für den Organismus zugängliche Porosität ist nützlich, was die Verankerung des prothetischen Gewebes betrifft. Diese Porosität in einem gegebenen Volumen muß vermascht sein, und die Vermaschungszwischenräume sollten für ein signifikantes zelluläres Eindringen (von der Größenordnung von 20 bis 80 um etwa) und für eine Gewebedifferenzierung (100 bis 300 um stellen im allgemeinen ein Minimum für eine vollständige Differenzierung dar) ausreichend sein. Es sei an das vorherige erinnert, daß der minimale Abstand, um die Gewebereaktion vom direkten Einfluß des prothetischen Materials fernzuhalten, in der Größenordnung von 50 um liegt, was besagt, daß bei Porositätsgrößen von weniger als 100 um das Rehabitationsgewebe vollständig unter den Einfluß der Anwesenheit des Implantats gerät, mit geringer Möglichkeit für eine vollständige Gewebedifferenzierung;
die Vaskularisierung und biomechanische Umgebung des Empfängerorts konditionieren die Intensität der Gewebeantwort. Eine reich vaskularisierte Stelle (Haut, Muskeln, usw....) reagiert schneller und intensiver als weniger vaskularisierte Gewebe (vordere Augenkammer, Knochen, usw....). Darüber hinaus konditioniert die Beschaffenheit des Empfängerorts selbst das Vermögen des verletzten Gewebes zur identischen Regeneration. Knochen, Bindegewebe, Schleimhäute, bestimmte Organgewebe (die Leber beispielsweise) können sich ohne bedeutsame fibröse Narbenbildung identisch regenerieren. Demgegenüber haben andere sehr spezialisierte Gewebe (Muskeln, Nervengewebe, usw....) jegliches Vermögen zur Regeneration verloren, wobei die Narbenbildung dieser Gewebe dann durch Fibrose erfolgt;
die chirurgische Traumatisierung bildet einen der Hauptfaktoren, die die zuvor beschriebene Reaktionskaskade auslösen. Je stärker diese ist, desto intensiver ist die Reaktion und ihre hervorgerufenen Folgen (Verzögerung der Vernarbung, fibröse Folgeerscheinungen, Schmerzen usw....).
Unter Berücksichtigung des Vorstehenden besteht eines der Ziele eines guten prothetischen Gewebes in einer schnellstmöglichen Gewebeintegration, die zu einer mechanisch zufriedenstellenden Verankerung ohne extensive Fibrose, die Quelle für mangelnden Komfort und Schmerz, verhilft.
Um dieses Ziel zu erreichen zu versuchen, hat die Anmelderin ein dreidimensionales prothetisches Gewebe entworfen, hergestellt und unter der Bezeichnung "PAT" oder "TET" in den Handel gebracht, das zwei gegenüberliegende poröse oder relativ rauhe Seiten aufweist, die durch die Dicke des Gewebes voneinander getrennt, jedoch durch Verbindungsfäden miteinander verbunden sind, deren Textur von der Art der Gewinnung des Gewebes, beispielsweise durch Weben und/oder Stricken, abhängt.
Ein derartiges dreidimensionales prothetisches Gewebe ist beispielsweise in dem Dokument EP-A-0 621 014 als zentraler Teil einer prothetischen Anordnung beschrieben, die darüber hinaus Flanken aus einfachlagigem Gewirk aufweist.
In gewissen Fällen bestimmt die Bindung des prothetischen Gewebes in seiner Dicke eine Vielzahl von zueinander etwa parallelen quer verlaufenden Alveolen oder Kanälen, die jeweils beidseits des Gewebes auf den beiden porösen Seiten münden, derart, daß man dann von einem durchbrochenen Gewebe sprechen kann, was ein direktes Vordringen von Reparationszellen von beiden Seiten des Gewebes her ermöglicht.
In der vorliegenden Anmeldung haben bestimmte Begriffe die folgende Bedeutung:
- Unter "Gewebe" wird eine Zusammenfügung von Fäden verstanden, die insbesondere durch Wirken und/oder Weben erhalten wird;
- unter "poröser Seite" wird eine Seite des Gewebes verstanden, die zahlreiche kleine Öffnungen oder Löcher aufweist, die in ihrer Oberfläche münden und ihr dadurch ein rauhes Aussehen verleihen.
Diese Art von Gewebe hat ihre Wirksamkeit weitgehend bewiesen, insbesondere hinsichtlich einer schnellstmöglichen Integration in den anatomischen Empfängerort, indem es zu einer mechanisch zufriedenstellenden Verankerung ohne extensive oder bedeutsame Fibrose verhilft.
Die vorliegende Erfindung hat dennoch danach gestrebt, die Gewebeintegration eines wie zuvor stehend definierten dreidimensionalen prothetischen Gewebes zu verbessern, und dabei seine intrinsische Entzündungsneigung zu erniedrigen.
Gemäß der vorliegenden Erfindung, wie sie in Anspruch 1 definiert ist, bestimmt die Bindung des Gewebes für jeden quer verlaufenden Kanal oder jede Alveole auch eine poröse innere Vermaschungswand mit den benachbarten Kanälen.
Vorzugsweise weisen die Durchgangszwischenräume zwischen den Kanälen eine Breite im Bereich von 100 bis 300 um auf.
Die Porosität der Wand der Kanäle wird insbesondere durch die textile Ausgestaltung der Verbindungsfäden bestimmt, die ihrerseits aus Fasermultifilamenten (beispielsweise aus Polyester) gefertigt sind, die beispielsweise einen Durchmesser im Bereich von 10 bis 15 um aufweisen.
Aufgrund der wie zuvor definierten Erfindung liefern die Wände der Kanäle einen Verankerungsbereich für die fibröse Reaktion in Abhängigkeit von dem Implantat (unmittelbare Umgebung jedes Fadens), was nichtsdestoweniger zu einer relativ innigen und frühzeitigen Gewebeintegration des prothetischen Gewebes beiträgt.
In der Tat hat die Anmelderin herausgefunden, daß mit einem wie zuvor definierten prothetischen Gewebe die so erhaltene dreidimensionale Struktur die zelluläre Rekolonisierung verbessert, und dabei die Integration des Gewebes verbessert, denn das zur Verfügung stehende innere Volumen wird vergrößert. Wenn der Innenquerschnitt jeder Alveole oder jedes Kanals im wesentlichen frei von den Verbindungsfäden ist, wird zusätzlich in gleichem Maße die Entzündungsreaktion des prothetischen Gewebes in vivo verringert.
Darüber hinaus ermöglicht es eine wie zuvor definierte dreidimensionale Struktur für eine äquivalente Materialmenge auf den Quadratmeter, das Innere des Gewebes nach außen weiter zu öffnen, was für eine Differenzierung eines histologisch normalen Bindegewebes im Kern des Implantats günstig ist. Die erfindungsgemäße multidirektionale Porosität begünstigt außerdem die Drainage des Orts und begrenzt so die mit Ansammlungen von Flüssigkeiten verbundenen Gefahren (Serome, Hämatome, Sepsien).
Aufgrund der Erfindung werden die mechanischen Eigenschaften des Gewebes verbessert, ohne die lokale Dichte an prothetischem Material zu erhöhen, da sich letzteres gemäß drei Richtungen im Volumen verteilt befindet.
Sobald das prothetische Gewebe implantiert ist, befinden sich die Zellen, die im Zentrum des durch die erfindungsgemäße dreidimensionale Struktur geschaffenen Volumens vorhanden sind, in zumindest 750 um von jeglichem prothetischem Material, wenn die hiernach definierten Abmessungsbedingungen beachtet werden. So sind die Kolonisierungszellen von jeglichem Einfluß weit entfernt, der die Differenzierungsmechanismen verlangsamen oder stören könnte, und befinden sich dabei in weniger als 1 mm von dem Empfängergewebe, d. h. nahe bei den Elementen, die die für eine schnelle Rehabitation unerläßlichen Elemente schaffen (Nachkommenstammzellen, Blutkapillare, usw....).
Diese Bedingungen ermöglichen es, eine mechanisch zufriedenstellende Verankerung zu erzielen und dabei eine vollendete Differenzierung im Kern zu bewahren, wie sie in einem normalen Bindegewebe angetroffen wird.
In einer bevorzugten Ausgestaltung der Erfindung mündet jeder quer verlaufende Kanal auf zumindest einer porösen Seite gemäß einer Öffnung von hexagonaler Form oder gemäß einer Öffnung in Form eines Wassertropfens. Bevorzugter mündet jeder quer verlaufende Kanal auf einer porösen Seite gemäß einer Öffnung von hexagonaler Form, und auf der anderen porösen Seite gemäß einer Öffnung in Form eines Wassertropfens.
Bevorzugterweise ist der mittlere Durchmesser der quer verlaufenden Kanäle gleich oder größer als 0,3 mm, und liegt vorzugsweise im Bereich von 0,7 mm bis 2 mm, und noch bevorzugter im Bereich von 1,3 mm bis 1,7 mm. In derselben Weise weisen die quer verlaufenden Kanäle allgemein eine Länge im Bereich von etwa 0,5 mm bis 3 mm, und vorzugsweise im Bereich von 1,6 mm bis 2,1 mm entsprechend der Dicke des Gewebes auf.
Vorzugsweise beträgt die Dicke des Gewebes höchstens gleich 3 mm, und bevorzugter liegt sie im Bereich von 1,7 mm bis 2, 5 mm.
Die Verbindungsfäden werden vorzugsweise jeweils durch eine Vielzahl von kontinuierlichen Filamenten aus einem biokompatiblen Material, beispielsweise Polyester, gebildet. Noch bevorzugter weist das Gewebe zwei Scharen von gewirkten Kettfäden auf, die auf der Außenseite die beiden miteinander verbundenen porösen Seiten bestimmen, und vorzugsweise zwei Scharen von Zwischenverbindungsfäden.
In einer weiteren bevorzugten Ausgestaltung des erfindungsgemäßen prothetischen Gewebes mündet jeder quer verlaufende Kanal auf zumindest einer porösen Seite gemäß einer Öffnung von der Art einer Makropore, deren Durchmesser im Bereich von 0,7 mm bis 2 mm und bevorzugter im Bereich von 1,3 mm bis 1,7 mm liegt.
Ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist eine parietale und/oder viszerale Prothese, die mit einem wie zuvor definierten Gewebe erhalten wird.
Noch ein weiteres Ziel der vorliegenden Erfindung ist die Verwendung eines wie definiert erfindungsgemäßen Gewebes, um ein prothetisches Erzeugnis zum chirurgischen Gebrauch zu erhalten, insbesondere um eine parietale und/oder viszerale Prothese herzustellen.
Vorzugsweise weisen die Durchgangszwischenräume zwischen den Kanälen eine Breite im Bereich von 100 bis 300 um auf.
Die vorliegende Erfindung wird mit Bezug auf die als Beispiel zu verstehende detaillierte Beschreibung einiger bevorzugter Ausführungsbeispiele der Erfindung in Verbindung mit den beigefügten Figuren besser verstanden, in denen:
Fig. 1 ein Bild einer Seite eines erfindungsgemäßen durchbrochenen dreidimensionalen prothetischen Gewebes darstellt, das durch Elektronen-Raster-Mikroskopie aufgenommen wurde;
- Fig. 2 ein Elektronen-Raster-Mikroskopie-Bild des prothetischen Gewebes aus Fig. 1 von der anderen Seite gesehen darstellt;
- Fig. 3 ein Elektronen-Raster-Mikroskopie-Bild des prothetischen Gewebes in Fig. 2 in vergrößertem Maßstab darstellt;
- Fig. 4 ein Elektronen-Raster-Mikroskopie-Bild des prothetischen Gewebes aus Fig. 1 bis 3 im Schnitt oder gemäß seinem Anschnitt darstellt;
- Fig. 5 eine schematische Zeichnung der Gewirkbindung zum Herstellen eines prothetischen Gewebes gemäß den Fig. 1 bis 4 darstellt;
- Fig. 6 eine schematische Zeichnung der Gewirkbindung eines prothetischen Gewebes gemäß einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung darstellt.
Mit Bezug auf Fig. 1 und 2 weist das durchbrochene dreidimensionale prothetische Gewebe gemäß einem ersten bevorzugten Ausführungsbeispiel der Erfindung zwei unabhängige Seiten auf, wobei die eine Öffnungen in Form eines Wassertropfens (vgl. Fig. 1) und die andere Öffnungen von hexagonaler Form (vgl. Fig. 2) aufweist. Die Öffnungen einer selben Seite sind durch Umfangsränder definiert, die mit den das prothetische Gewebe bildenden Fäden gebildet werden, das aus einem synthetischen oder natürlichen resorbierbaren oder nicht resorbierbaren PolymerMaterial von der Art ist, das üblicherweise für derartige prothetischen Gewebe verwendet wird, beispielsweise Polypropylen, Polyester oder Polyamid. In dem beschriebenen Ausführungsbeispiel werden vorzugsweise Polyester-50-Dezitex-Multifilamente verwendet. Wie in Fig. 1, 2 und 4 gesehen werden kann, sind die Scharen von gewirkten Kettfäden, die die porösen Seiten bestimmen, untereinander durch zwei Scharen von Zwischenverbindungsfäden verbunden, die sich etwa senkrecht von einer Seite zur anderen Seite erstrecken, und die gemäß den Umfangsrändern verteilt sind. Die so verteilten Verbindungsfäden bilden etwa zueinander parallele quer verlaufende Kanäle, deren Innenquerschnitt frei von den Fäden ist (vgl. Fig. 3); diese Fäden verbinden die Öffnungen der einen Seite mit den Öffnungen der anderen Seite, was dem prothetischen Gewebe eine Struktur von der Art einer Wabenstruktur verleiht. Diese etwa zueinander parallelen quer verlaufenden Kanäle münden beidseits des Gewebes jeweils auf den beiden porösen Seiten.
Erfindungsgemäß sind die Verbindungsfäden derart angeordnet, daß jeder quer verlaufende Kanal oder jede quer verlaufende Alveole eine innere poröse Wand zur seitlichen Vermaschung mit den benachbarten Kanälen aufweist, wobei diese Zwischenräume einen Durchmesser im Bereich von 100 bis 300 um aufweisen. Die quer verlaufenden Kanäle erhöhen die Geschwindigkeit der Zellkolonisierung, sobald das Gewebe in vivo implantiert ist, denn sie erleichtern die zelluläre Zuwanderung oder den zellulären Zustrom am Ort der Implantation. Darüber hinaus ermöglicht es die gleichsame Abwesenheit von Fäden im Volumen der quer verlaufenden Kanäle selbst, die Entzündungsreaktion des prothetischen Gewebes herabzusetzen, was eine gute Verwurzelung des letzteren noch begünstigt.
Eine derartige Struktur wird durch Kettwirken von fünf Fadenscharen gemäß der schematischen Zeichnung in Fig. 5 hergestellt. In dieser Figur ist jede Fadenschar durch einen Buchstaben, von A bis E gehend, identifiziert, wobei das Schema seinerseits ein System zur Beschreibung des herzustellenden Gewirks verwendet, das für den Fachmann völlig gewöhnlich und verständlich ist, und das hier nicht weiter im Detail beschrieben wird. Gemäß Fig. 5 wird das bevorzugte erfindungsgemäße prothetische Gewebe wie zuvor beschrieben durch zwei unabhängige poröse Seiten gebildet. Diese beiden Seiten sind in dem gezeigten Beispiel ihrerseits aus zwei Fadenscharen, die jeweils mit A, B und D, E bezeichnet sind, gebildet, wobei die Scharen A, B eine Seite mit Öffnungen in Form eines Wassertropfens ergeben, und die Scharen D, E eine Seite mit hexagonalen Öffnungen ergeben. Das prothetische Gewebe kann auf einer Rachel- Doppelfontur-Strickmaschine gewirkt werden. In diesem Fall werden alle Barren entsprechend den Fäden A, B und D, E 'eins voll - eins leer' aufgefädelt. Die Schar der Verbindungsfäden ist durch das Bezugszeichen C dargestellt, und wird 'voll' aufgefädelt. Die verschiedenen Scharen A-E von Fäden werden alle zur gleichen Zeit gewirkt. Ebenso werden die Verbindungsfäden gemäß den Umfangsrändern der Öffnungen jeder Seite verteilt und erstrecken sich etwa senkrecht von einer Seite zur anderen Seite, wodurch Zwischenräume zur seitlichen Vermaschung mit den anderen Kanälen ausgebildet werden, und indem vermieden wird, daß die Verbindungsfäden einen zu großen Teil des Volumens der quer verlaufenden Kanäle, die gebildet werden, belegen. Das fertige Gewebe kann anschließend einfach durch Durchgang im Ofen bei einer Temperatur im Bereich von etwa 170ºC und etwa 220ºC stabilisiert werden. Die Dicke des erhaltenen Gewebes liegt in der Größenordnung von 1,8 mm, und hat ein Gewicht von etwa 90 G/m². Dieses Gewebe weist eine Bruchfestigkeit, gemessen gemäß der Norm NFG 07-119, im Bereich von etwa 18 daN bis 30 daN in der Kette und im Bereich von etwa 9 daN bis 15 daN im Schuß bei einer Längung beim Bruch von etwa 25% bis 27% in der Kette und von etwa 60% bis 88% im Schuß auf.
In einem weiteren bevorzugten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung weisen die beiden Seiten des prothetischen Gewebes hexagonale Öffnungen auf. Ein derartiges Gewebe kann erhalten werden, indem dem in Fig. 6 gegebenen Wirkschema gefolgt wird, in dem man die vier Fadenscharen A, B und D, E wiederfindet, wobei jedes Paar eine unabhängige poröse Seite bildet, die untereinander durch zwei Scharen von Verbindungsfäden C1, C2 verbunden sind. In diesem Ausführungsbeispiel werden alle Barren einschließlich derjenigen der Verbindungsfäden 'eins voll - eins leer' eingefädelt.

Claims

1. Dreidimensionales Gewebe, mit zwei gegenüberliegenden porösen Seiten, die durch die Dicke des Gewebes voneinander getrennt, jedoch durch Verbindungsfäden miteinander verbunden sind, und in seiner Dicke mit einer Vielzahl von zueinander etwa parallelen quer verlaufenden Alveolen oder Kanälen, die jeweils beidseits des Gewebes auf den beiden porösen Seiten münden, dadurch gekennzeichnet, daß es eine Struktur aufweist, in der jeder quer verlaufende Kanal oder jede Alveole eine poröse Vermaschungswand mit den benachbarten Kanälen aufweist, wie sie durch Kettwirken von zumindest fünf Fadenscharen auf einer RACHEL-Doppelfontur-Strickmaschine erhalten werden kann, nämlich vier Scharen A, B, D und E, die jeweils paarweise die beiden Seiten bilden, und zumindest einer Schar (C) von Verbindungsfäden, wobei die Barren, die den Fäden (A, B, D, E) der vier Scharen entsprechen, 'eins voll - eins leer' eingefädelt werden.

2. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verbindungsfäden gemäß der Umfangsränder der Öffnungen jeder Seite verteilt sind und sich von einer Seite zur anderen erstrecken, indem sie seitlich Vermaschungszwischenräume zwischen den Kanälen ausbilden.

3. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß seine Struktur zwei Scharen (C1, C2) von Verbindungsfäden aufweist.

4. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der mittlere Durchmesser der quer verlaufenden Kanäle gleich oder größer als 0,3 mm ist, vorzugsweise im Bereich von 0,7 mm bis 2 mm und noch bevorzugter im Bereich von 1,3 mm bis 1,7 mm liegt.

5. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß seine Dicke höchstens gleich 3 mm beträgt, und vorzugsweise im Bereich von 1,7 mm bis 2,5 mm liegt.

6. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß der Innenquerschnitt jeder Alveole oder jedes Kanals im wesentlichen frei von den Verbindungsfäden ist.

7. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Verbindungsfäden jeweils durch eine Vielzahl von Faserfilamenten aus einem biokompatiblen Material, beispielsweise Polyester, gebildet sind.

8. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß jeder quer verlaufende Kanal auf zumindest einer porösen Seite gemäß einer Öffnung von der Art einer Makropore mündet, deren Durchmesser im Bereich von 0,7 mm bis 2 mm, und bevorzugter im Bereich von 1,3 mm bis 1,7 mm liegt.

9. Gewebe nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, daß die Durchgangszwischenräume zwischen den Kanälen eine Breite im Bereich von 50 bis 300 um aufweisen.