WO2022269215A1 - Implants corporels tridimensionnels - Google Patents

Implants corporels tridimensionnels Download PDF

Info

Publication number
WO2022269215A1
WO2022269215A1 PCT/FR2022/051265 FR2022051265W WO2022269215A1 WO 2022269215 A1 WO2022269215 A1 WO 2022269215A1 FR 2022051265 W FR2022051265 W FR 2022051265W WO 2022269215 A1 WO2022269215 A1 WO 2022269215A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
implant
implant according
implants
hydrogel
micrometers
Prior art date
Application number
PCT/FR2022/051265
Other languages
English (en)
Inventor
Christophe Marquette
Audrey CHERBLANC
Morgan DOS SANTOS
Luciano VIDAL
Emma PETIOT
Laura CHASTAGNIER
Amélie THEPOT
Baptiste GODET
Original Assignee
Universite Claude Bernard Lyon 1
Centre National De La Recherche Scientifique (Cnrs)
Ecole Centrale De Nantes
Ecole Sup Chimie Phys Electroniq Lyon
Healshape
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Universite Claude Bernard Lyon 1, Centre National De La Recherche Scientifique (Cnrs), Ecole Centrale De Nantes, Ecole Sup Chimie Phys Electroniq Lyon, Healshape filed Critical Universite Claude Bernard Lyon 1
Priority to AU2022299598A priority Critical patent/AU2022299598A1/en
Priority to US18/029,290 priority patent/US20230364306A1/en
Priority to CN202280044902.8A priority patent/CN117561087A/zh
Priority to KR1020247002098A priority patent/KR20240046163A/ko
Priority to CA3224136A priority patent/CA3224136A1/fr
Priority to EP22744283.7A priority patent/EP4359025A1/fr
Publication of WO2022269215A1 publication Critical patent/WO2022269215A1/fr

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/14—Macromolecular materials
    • A61L27/26—Mixtures of macromolecular compounds
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/52—Hydrogels or hydrocolloids
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L27/00—Materials for grafts or prostheses or for coating grafts or prostheses
    • A61L27/50—Materials characterised by their function or physical properties, e.g. injectable or lubricating compositions, shape-memory materials, surface modified materials
    • A61L27/56—Porous materials, e.g. foams or sponges
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C64/00—Additive manufacturing, i.e. manufacturing of three-dimensional [3D] objects by additive deposition, additive agglomeration or additive layering, e.g. by 3D printing, stereolithography or selective laser sintering
    • B29C64/10—Processes of additive manufacturing
    • B29C64/106—Processes of additive manufacturing using only liquids or viscous materials, e.g. depositing a continuous bead of viscous material
    • B29C64/118—Processes of additive manufacturing using only liquids or viscous materials, e.g. depositing a continuous bead of viscous material using filamentary material being melted, e.g. fused deposition modelling [FDM]
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C64/00—Additive manufacturing, i.e. manufacturing of three-dimensional [3D] objects by additive deposition, additive agglomeration or additive layering, e.g. by 3D printing, stereolithography or selective laser sintering
    • B29C64/30—Auxiliary operations or equipment
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29C—SHAPING OR JOINING OF PLASTICS; SHAPING OF MATERIAL IN A PLASTIC STATE, NOT OTHERWISE PROVIDED FOR; AFTER-TREATMENT OF THE SHAPED PRODUCTS, e.g. REPAIRING
    • B29C71/00—After-treatment of articles without altering their shape; Apparatus therefor
    • B29C71/0009—After-treatment of articles without altering their shape; Apparatus therefor using liquids, e.g. solvents, swelling agents
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y10/00—Processes of additive manufacturing
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y40/00—Auxiliary operations or equipment, e.g. for material handling
    • B33Y40/20—Post-treatment, e.g. curing, coating or polishing
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B33—ADDITIVE MANUFACTURING TECHNOLOGY
    • B33Y—ADDITIVE MANUFACTURING, i.e. MANUFACTURING OF THREE-DIMENSIONAL [3-D] OBJECTS BY ADDITIVE DEPOSITION, ADDITIVE AGGLOMERATION OR ADDITIVE LAYERING, e.g. BY 3-D PRINTING, STEREOLITHOGRAPHY OR SELECTIVE LASER SINTERING
    • B33Y80/00—Products made by additive manufacturing
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61L—METHODS OR APPARATUS FOR STERILISING MATERIALS OR OBJECTS IN GENERAL; DISINFECTION, STERILISATION OR DEODORISATION OF AIR; CHEMICAL ASPECTS OF BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES; MATERIALS FOR BANDAGES, DRESSINGS, ABSORBENT PADS OR SURGICAL ARTICLES
    • A61L2430/00—Materials or treatment for tissue regeneration
    • A61L2430/04—Materials or treatment for tissue regeneration for mammary reconstruction
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29K—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASSES B29B, B29C OR B29D, RELATING TO MOULDING MATERIALS OR TO MATERIALS FOR MOULDS, REINFORCEMENTS, FILLERS OR PREFORMED PARTS, e.g. INSERTS
    • B29K2005/00—Use of polysaccharides or derivatives as moulding material
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29K—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASSES B29B, B29C OR B29D, RELATING TO MOULDING MATERIALS OR TO MATERIALS FOR MOULDS, REINFORCEMENTS, FILLERS OR PREFORMED PARTS, e.g. INSERTS
    • B29K2089/00—Use of proteins, e.g. casein, gelatine or derivatives thereof, as moulding material
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29K—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASSES B29B, B29C OR B29D, RELATING TO MOULDING MATERIALS OR TO MATERIALS FOR MOULDS, REINFORCEMENTS, FILLERS OR PREFORMED PARTS, e.g. INSERTS
    • B29K2105/00—Condition, form or state of moulded material or of the material to be shaped
    • B29K2105/0058—Liquid or visquous
    • B29K2105/0061—Gel or sol
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29K—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASSES B29B, B29C OR B29D, RELATING TO MOULDING MATERIALS OR TO MATERIALS FOR MOULDS, REINFORCEMENTS, FILLERS OR PREFORMED PARTS, e.g. INSERTS
    • B29K2105/00—Condition, form or state of moulded material or of the material to be shaped
    • B29K2105/0088—Blends of polymers
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29K—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASSES B29B, B29C OR B29D, RELATING TO MOULDING MATERIALS OR TO MATERIALS FOR MOULDS, REINFORCEMENTS, FILLERS OR PREFORMED PARTS, e.g. INSERTS
    • B29K2995/00—Properties of moulding materials, reinforcements, fillers, preformed parts or moulds
    • B29K2995/0037—Other properties
    • B29K2995/0077—Yield strength; Tensile strength
    • B—PERFORMING OPERATIONS; TRANSPORTING
    • B29—WORKING OF PLASTICS; WORKING OF SUBSTANCES IN A PLASTIC STATE IN GENERAL
    • B29L—INDEXING SCHEME ASSOCIATED WITH SUBCLASS B29C, RELATING TO PARTICULAR ARTICLES
    • B29L2031/00—Other particular articles
    • B29L2031/753—Medical equipment; Accessories therefor
    • B29L2031/7532—Artificial members, protheses

Definitions

  • the present invention relates to the general field of bio-materials and in particular implants, intended to be introduced into the human body/living organism, in particular as a replacement and/or augmentation of a more or less soft tissue and/or as a filling. of a space between the skeleton and the skin, or sutured to the skin.
  • the present invention relates to three-dimensional body implants comprising a hydrogel which comprises cross-linked alginate and gelatin, and in particular to temporary or permanent implants.
  • the implants of the invention have a determined and particularly advantageous porosity and mechanical strength. These implants are also acellular, that is to say that no cell, and in particular no living cell is integrated into the implant during its manufacture.
  • the hydrogel may further comprise fibrinogen.
  • Hydrogel-based structures comprising alginate and gelatin are known in the state of the art, but they lack satisfactory mechanical strength, because these constituents most often have limited elasticity (low Young's modulus, in particular), which makes the resulting structures difficult to manipulate.
  • One of the aims of the invention is to overcome the drawbacks of the implants of the prior art, and to make it possible to provide biocompatible implants, the main constituents of which are of natural origin.
  • the implants of the invention indeed have particularly advantageous and innovative characteristics, in particular in terms of (i) the mechanical strength of the constituents, which is similar to that of the native tissues when they are introduced, (ii) the stability in the time, (iii) flexibility, (iv) remarkable resistance to tearing and impact and (v) colonization by cells of the host organism.
  • the invention proposes a three-dimensional body implant which comprises a hydrogel comprising cross-linked gelatin and cross-linked alginate, in which said hydrogel has a mechanical strength of 1 kPa to 1000 kPa and in which said implant comprises at at least one porous area, the porous area comprising a plurality of pores each having a pore size, the porous area having a overall porosity between 100 ⁇ m and 10,000 ⁇ m, the overall porosity corresponding to an average of the pore sizes measured in the porous zone.
  • the pores of the porous zone may have homogeneous pore sizes, i.e. not differing by more than 15% from each other.
  • the pores of the porous zone can be distributed homogeneously, that is to say regular.
  • the pores of the porous zone can extend along central axes respectively presenting homogeneous orientations, that is to say not differing by more than 20° from each other.
  • the central axes of the pores of the porous zone can be arranged with homogeneous spacings, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the pores of the porous zone can respectively present homogeneous geometries, that is to say whose contours are superimposable with more than 50% of merged or parallel portions.
  • the pores of the porous zone can be separated from each other by cords of material having respectively homogeneous thicknesses, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the gelatin can be cross-linked by an enzyme, preferably a transglutaminase.
  • the implant may comprise a plurality of porous zones.
  • Said plurality of porous zones can comprise at least two porous zones in which the pores have different pore sizes and/or shapes.
  • the porous zones can be arranged to form a gradient of pore sizes distributed over the implant, the porous zones succeeding one another along a gradient direction following an order chosen from an increasing order and a decreasing order of the pore sizes.
  • the implant may include:
  • a first porous zone forming a base representing 5% to 40%, preferably 20% to 40%, of a total volume of the implant, and having a pore size of between 500 micrometers and 5000 micrometers, in particular 250 micrometers at 800 micrometers,
  • a second porous zone forming a heart representing 20% to 70%, preferably 30% to 50%, of the total volume of the implant and having a pore size of between 500 micrometers to 2500 micrometers, in particular 100 micrometers to 250 micrometers ,
  • a third porous zone forming a shell representing 5% to 40%, preferably 10% to 40%, of the total volume of the implant, and having a pore size between
  • the implant may comprise at least one non-porous zone, the non-porous zone having a filling rate greater than 99%.
  • Said at least one non-porous zone can comprise a perimeter surrounding the porous zone.
  • Said at least one porous zone can cover an essential part of the implant, that is to say at least 50%, preferably at least 75%, in particular at least 90%, for example at least 95%.
  • the implant may be made up of a plurality of layers each having a mesh made up of a plurality of meshes, the layers being stacked on top of each other in such a way that the meshes form the pores.
  • the meshes of each layer can have homogeneous mesh sizes, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the meshes of each layer can be distributed homogeneously, that is to say evenly.
  • the meshes of each layer can extend around central mesh axes respectively having homogeneous orientations, that is to say not differing by more than 20° with respect to each other.
  • the central mesh axes of the meshes of each layer can be arranged with homogeneous spacings, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the meshes of each layer can respectively present homogeneous geometries, that is to say whose contours are superimposable with more than 50% of merged or parallel portions.
  • the meshes of each layer can be separated from each other by cords of material having respectively homogeneous thicknesses, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the implant may have a volume in a range from 0.05 mL to 3 L, preferably from 100 mL to 600 mL.
  • the implant may be a breast implant.
  • the invention proposes a three-dimensional body implant, in particular as defined previously, capable of being obtained by a manufacturing process comprising successively:
  • a step of preparing a hydrogel comprising gelatin and alginate - a step of three-dimensional shaping of the hydrogel so as to form at least one porous zone, the porous zone comprising a plurality of pores having each a pore size, the porous zone having an overall porosity of between 100 ⁇ m and 10,000 ⁇ m, the overall porosity corresponding to an average of the pore sizes measured in the porous zone, and - a step of crosslinking the hydrogel with at least one divalent cation, preferably calcium, and transglutaminase, said hydrogel having a mechanical strength of 1 kPa to 1000 kPa.
  • the divalent cation and the transglutaminase can be added concomitantly.
  • the hydrogel may include 0.5% to 3% alginate and 1% to 17.5% gelatin.
  • the hydrogel may additionally comprise cross-linked fibrinogen, and preferably up to 2% cross-linked fibrinogen.
  • the manufacturing process may also provide for the use of thrombin during the crosslinking step.
  • the manufacturing process may plan to implement an additive manufacturing process, in particular 3D printing.
  • the manufacturing process may further comprise a sterilization step.
  • the invention relates to a method for implementing the implant as defined above in the context of reconstructive or aesthetic surgery, comprising a step of implanting the implant, in particular of a breast implant, in the body of a subject, in particular the chest of a subject.
  • Crosslinking agent in the context of the present invention, means an agent capable of crosslinking the components of the hydrogel, in particular alginate, gelatin and fibrinogen.
  • Biodegradable means the ability to be destroyed by a living organism. In particular when the implant is implanted in the host, said implant is biodegradable if it is capable of being destroyed by said host.
  • Fibers in the context of the present invention, denotes any element of filamentary appearance, generally in the form of bundles.
  • Shape in the context of the present invention, consists in giving the hydrogel a particular shape and structure or architecture, and in particular adapted to the destination of the hydrogel once consolidated.
  • “Overall porosity” or “overall pore size”, in the context of the present invention, corresponds to the average of the pore size values measured on the porous zone(s) of the implant. It is not about the porosity of the hydrogel itself.
  • the present invention makes it possible to provide three-dimensional body implants, which have particularly advantageous mechanical characteristics, in particular in terms of the mechanical strength of the constituents, which is similar to that of native tissues, stability over time and remarkable resistance. to tearing and impact.
  • the implants according to the present invention can be used instead and in place (replacement of all or part) or in addition (increase) of various organs or tissues of the animal body and more particularly of the human body, permanently or temporarily.
  • the implants according to the invention are suitable for contact with living fluids or living tissues. They are in particular intended to be implanted under the skin, or else on the skin, in particular for the regeneration and/or the healing of the skin.
  • the implants of the invention are therefore substitutes or additions, replacing and/or augmenting and/or reinforcing, soft or flexible, and sometimes elastic tissues. They preferably make it possible to completely or partially replace, increase, or strengthen connective tissues, skin, fatty tissues.
  • the implants according to the invention are therefore intended both for plastic, reconstructive or regenerative surgery.
  • the implants according to the invention are therefore bodily implants, such as, for example, breast implants, pectoral implants, buttock implants, facial implants or any other implant making it possible to compensate for the loss of a volume of tissue.
  • the implants of the present invention are breast implants.
  • the implants of the invention can be large, both in volume since they can in particular reach a volume of 0.05 mL to 3 L, and preferably from 100 mL to 600 mL, but also in size, which can range from 0.5x0, 5x0, 2 to 20x15x15, i.e. a size within the following ranges of length x width x thickness: length from 0.5 cm to 20 cm x width from 0.5 cm to 15 cm x thickness of 0.2 cm to 15 cm.
  • the size of implants for tissue filling generally does not exceed 20x15x15. It is preferably of the order of 12x12x3 or 12x12x4 for a breast implant.
  • the implants of the invention have a volume greater than 0.05 mL, and preferably a volume of 0.05 mL to 3 L.
  • the implants can be of any shape associated with the volumes mentioned in the present description.
  • the implants can be in the form of half-spheres, half-drops, or any other shape that can be personalized according to the subject.
  • the implants according to the invention are temporary because they are resorbable due to their composition, and disappear over time after their implantation in the body, leaving in their place cells and neo-tissues naturally vascularized by the living host organism.
  • These temporary implants are therefore more precisely those which can be colonized by the cells of the host organism, in particular due to the existence of a determined porosity (using a maximum value) and/or the use of a constituent material of the implant which preserves cell viability and which is conducive to cell proliferation.
  • These implants therefore define an internal space, a kind of skeleton/framework/matrix (or "scaffold") allowing colonization by cells, in particular the cells of the recipient organism.
  • the implants according to the invention are biodegradable due to their composition, and are therefore suitable for implantation in the animal body, in particular the human body.
  • the implants according to the invention comprise at least one porous zone.
  • said at least one porous zone that is to say the porous zone when there is only one or all of the porous zones when there are several, represents , by volume, about 5% to 100% of the implant, preferably about 50% to 100% of the implant, more preferably about 90% to 100% of the implant.
  • the porous zone or all of the porous zones represent more than 90% of the implant.
  • the porous zone or all of the porous zones represent approximately 90%, 91%, 92%, 93%, 94%, 95%, 96%, 97%, 98%, 99% or 100% of the implant.
  • the porous zone or all of the porous zones represent the entire implant.
  • the porosity of the porous zone of the implant is a key parameter to be adjusted according to the tissues or organs concerned which are in particular to be replaced and/or augmented. Indeed, the porosity translates the empty space present in the porous zone of the implant which it is possible to adapt in order to bring more or less material and thus to confer a certain mechanical resistance approaching closer to that of the native tissue of the implantation zone.
  • the overall porosity corresponding to an average of the pore sizes measured on each porous zone.
  • the implants are characterized at the level of their structure by the porosity of the porous zone, expressed here in two different but correlated and therefore equivalent or alternative ways: the pore size expressed in micrometers and/or the hydrogel filling rate expressed as a percentage (volume of hydrogel / total volume of the implant).
  • the porous zone comprises a plurality of pores each having a pore size.
  • a large overall pore size in the porous zone of the implant of the order of 1000 mhi to 10000 mhi, in particular from 1000 mhi to 5000 mhi, and/or a rate filling of the porous area of the implant, from 5% to 50% will be preferred, because the resulting implant, containing less material, will be more flexible.
  • the porous area of the implant will have a filling rate of 5% to 50%, and even more preferably, 15% to 50%.
  • a low overall pore size in the porous zone of the implant in particular less than 1000 mhi, and/or a filling rate of the porous zone of the implant, of 50 % to 99%, in particular from 50% to 95%, will be preferred because it will give said implant high mechanical strength for rigid tissues.
  • the porous area of the implant will have a filling rate of 50% to 99%, and even more preferably, 50% to 90%.
  • the pore size can be adapted according to the different cell types present in the tissue.
  • a dense and low-porous environment with a pore size of the implant, in particular less than 1000 mhi and/or a high filling rate of the implant, from 50% to 99%, in particular 50% at 95%, will then be preferred for osteoblast-type cells evolving in a very rigid matrix, while a flexible and more porous environment, with a pore size of the implant, located in particular between 1000 mhi to 5000 mhi and/or an implant filling rate of 5% to 50% will promote the survival, proliferation and metabolism of fibroblast and adipocytes type cells evolving in a flexible matrix.
  • the choice of the pore size makes it possible to adjust the degradation time of the implant in the body.
  • An implant having small pores, in particular less than 1000 mhi, and/or whose filling rate is 50% to 99%, in particular 50% to 95%, will be composed of more material, the total degradation will be then more or less long depending on the size of the implant.
  • a rapid degradation of the implant for example less than 12 months, the more one will prefer large pores in the implant, in particular between 1000 ⁇ m and 5000 mhi and/or a filling rate of the implant, from 5% to 50%.
  • the pore sizes as indicated above correspond to the length between the filaments of hydrogel deposited, and in particular to the distance void between these filaments.
  • the present disclosure relates to a three-dimensional body implant which comprises a hydrogel comprising cross-linked alginate and cross-linked gelatin, characterized in that said hydrogel has a mechanical strength of 1 kPa to 1000 kPa and that said implant comprises at least one porous zone, the porous zone comprising a plurality of pores each having a pore size, the porous zone having an overall porosity of at most 5000 ⁇ m.
  • the present invention also relates to a three-dimensional body implant which comprises a hydrogel comprising cross-linked alginate and cross-linked gelatin, characterized in that said hydrogel has a mechanical resistance of 1 kPa to 1000 kPa and that said implant comprises at least one porous zone, the porous zone comprising a plurality of pores each having a pore size, the porous zone having an overall porosity comprised between 100 mhi and 10000 mhi, in particular at most 5000 ⁇ m, the overall porosity corresponding to an average of the pore sizes measured on the porous zone.
  • the hydrogel has a mechanical strength of 1 kPa to 1000 kPa.
  • the implants according to the invention in view of their constituents and their structure, preferably have an apparent mechanical strength of 10 kPa to 800 kPa, even more preferably of 10 kPa to 300 kPa, or even more preferably of 50 kPa. at 300kPa.
  • the implants of the invention therefore have mechanical properties which are similar to those of native tissues which it is sought to replace or augment.
  • the mechanical resistance in question here can also be called elasticity or Young's modulus.
  • elasticity or Young's modulus we mean the longitudinal modulus of elasticity or tensile modulus which is the constant which connects the tensile (or compressive) stress and the beginning of the deformation of an isotropic elastic material.
  • the Young's modulus is therefore the mechanical stress causing an elongation of 100% of the initial length of a material, i.e. a doubling of its length.
  • the implants of the present invention have at least one porous zone comprising a multitude of pores each having a pore size.
  • the porous zone has an overall porosity of at most 10,000 ⁇ m. According to one embodiment, the porous zone has an overall porosity of at most 5000 ⁇ m.
  • the porous zone may have an overall porosity of at least 10 micrometers, for example of at least 50 micrometers. According to one embodiment, the porous zone has an overall porosity of at least 100 micrometers, and even more preferably of at least 500 micrometers.
  • the overall porosity of the porous zone of the implants according to the invention can range from 10 micrometers to 1000 micrometers, or else from 20 micrometers to 1000 micrometers or even from 1000 micrometers to 5000 micrometers.
  • the overall porosity of the porous zone of the implants according to the invention can range from 100 micrometers to 10,000 micrometers, preferably from 500 micrometers to 2,500 micrometers, more preferably from 500 micrometers to
  • the implants according to the invention may have a plurality of porous zones, said porous zones possibly having different pore sizes within their three-dimensional structure, for example in the form of a porosity gradient distributed over the implant.
  • the porous zones then follow one another in a gradient direction following an order chosen from an increasing order and a decreasing order of the pore sizes.
  • a gradient of pore sizes allows, for example, a selection of cell types colonizing the implant.
  • the implants according to the present invention comprise a plurality of porous zones.
  • the implants according to the present invention comprise at least two porous zones, preferably three porous zones, of different pore sizes, for example in the form of a porosity gradient, each porous zone having a size of overall pore defined. This makes it possible, for example, to define more or less rigid zones depending on the type of tissue to be regenerated or in contact with the implant in the host organism.
  • the porous areas can also include different pore shapes.
  • the pore sizes of said porous zones preferably range from 100 micrometers to 7000 micrometers, in particular from 100 micrometers to 3000 micrometers.
  • these areas can be defined as each having a sub-range of pore size, since the size of the pores obtained in all porous areas remains in a range from 100 micrometers to 10,000 micrometers, and preferably, from 100 micrometers to 3,000 micrometers.
  • the sub-ranges of pore sizes are preferably of the order of 100 micrometers to 250 micrometers, 250 micrometers to 800 micrometers and 1000 micrometers to 2500 micrometers when the implant contains three zones of sizes of different pores or of the order of 100 micrometers to 250 micrometers and 250 micrometers to 3000 micrometers when the implant contains only two zones of different pore sizes.
  • these sub-ranges constitute a gradient from 100 micrometers to 3000 micrometers.
  • the pore size sub-ranges are preferably of the order of 500 micrometers to 2500 micrometers, 500 micrometers to 5000 micrometers and 1000 micrometers to 10,000 micrometers when the implant contains three zones of pore size different or else of the order of 500 micrometers to 5000 micrometers and 1000 micrometers to 10,000 micrometers when the implant contains only two zones of different pore size.
  • the architecture of the implants according to the invention can be broken down into 3 distinct zones.
  • a base of the implant (5% to 40% of the total volume of the implant, preferably 20% to 40%) is preferably placed directly in contact with muscle tissue, and has an intermediate pore size (500 micrometers to 5000 micrometers, especially 250 micrometers to 800 micrometers) promoting colonization by endothelial cells and the surrounding vascular structures. Endothelial cells will easily migrate through this pore size and organize themselves into vascular/microvascular structures allowing neovascularization of the implant and thus better integration with adjacent tissues. The easy vascularization of the structure also makes it possible to limit the risk of necrosis of the tissues having colonized the implant.
  • a core of the implant (20% to 70% of the total volume of the implant, preferably 30% to 50%) is not in direct contact with the host tissues of the implantation zone.
  • This zone has a fine pore size (500 micrometers to 2500 micrometers, in particular 100 micrometers to 250 micrometers), and has a supporting role in tissue regeneration.
  • This area is made up of more material than the other areas, so biodegradation in the body will take place more slowly in order to provide the cells with a support matrix to proliferate.
  • a shell of the implant (5% to 40% of the total volume of the implant, preferably 10% to 40%) is preferably placed so as to be the first part in contact in the event of shocks and/or stresses compression.
  • the shell has a large pore size (1000 micrometers to 10000 micrometers, in particular 1000 micrometers to 2500 micrometers) allowing the easy migration of cells towards the heart of the implant.
  • This shell has a role of mechanical protection for the heart of the implant.
  • the pore size sub-ranges can be combined to constitute a gradient whose pore size in all the porous zones evolves between 100 micrometers to 10000 micrometers.
  • the gradient evolves preferably from 500 ⁇ m to 7000 ⁇ m.
  • the existence of pores in the implants can then be associated with a structure three-dimensional in the form of "lattices" (mesh), preferably gyroids, cubic or flat hexagonal, whose size in the XY plane is given by the pore size and the height by the diameter of the printing filament, and in particular 200 micrometers to 1500 micrometers, preferably 200 micrometers to 1000 micrometers.
  • the pores of the porous zone(s) have a gyroid, cubic or flat hexagonal shape.
  • the pores of the porous zone(s) have an identical shape between them within each porous zone.
  • the pores of each of the porous zones can have homogeneous pore sizes, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the pores are distributed in a homogeneous, regular manner, that is to say located equidistant from each other, in the entire volume of the porous zone(s). More particularly, the pores of the porous zone can extend along central axes respectively having homogeneous orientations, that is to say not differing by more than 20° with respect to each other. The central axes of the pores of the porous zone can be arranged with homogeneous spacings, that is to say not differing by more than 15% with respect to each other.
  • the pores of the porous zone can respectively present homogeneous geometries, that is to say whose contours are superimposable with more than 50% of merged or parallel portions.
  • the pores of the porous zone can be separated from each other by cords of material having respectively homogeneous thicknesses, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the organization of the pores is characterized by the repetition of the same pattern, a pattern being composed of one or more meshes, via the translation of this same pattern according to at least a direction of space.
  • the implants according to the invention further comprise one or more non-porous zone(s), called solid zones.
  • the solid zones are zones having a degree of filling greater than 99%, in particular 100% (pore size of 0 mhi), which can in particular be obtained by using a manufacturing technique such as molding for example.
  • the non-porous zone represents, by volume, around 0% to 50% of the implant, preferably around 0% to 25% of the implant, preferably around 0% to 10% of the implant. According to one embodiment, the non-porous zone represents less than 10% of the implant. According to one embodiment, the non-porous zone represents 0%, 1%, 2%, 3%, 4%, 5%, 6%, 7%, 8%, 9% or 10% of the implant.
  • One or more perimeters may also be present in the structure over one or more layers of thickness. This addition makes it possible to limit the phenomena of irritation and inflammation in the body which may possibly occur in the case of a crumbling of the edges of the implant.
  • Solid areas forming channels crossing the implant can also be present in the structure in order to confer additional mechanical resistance to the implant. These channels have a role of mechanical reinforcement of the structure. In the context of breast reconstruction, these channels are largely inspired by Cooper's ligaments with a view to biomimicry.
  • the particular porosity and structure of the implant thus allow the vascularization of newly formed and/or grafted tissues, promotes the diffusion of nutrients and metabolites, provides support and a mechanical environment suitable for the cells, thus creating an environment favorable to colonization. and tissue regeneration by limiting the phenomena of ischemia and necrosis of newly formed and/or grafted tissues.
  • the implant can also comprise a void zone, that is to say a volume with a degree of filling equal to 0.
  • the void zone represents, by volume, approximately 0% to 25% of the implant, preferably about 0% to 10% of the implant.
  • this void zone allows the injection of cells from the subject during the implantation of the implant in said subject. These cells will thus be able to colonize the implant.
  • the present invention relates to an implant, in particular a breast implant, which comprises a porous zone. According to one embodiment, said porous zone represents the entire implant.
  • the present invention relates to an implant, in particular a breast implant, which comprises a porous zone and a non-porous zone, such as, for example, a perimeter as defined above.
  • said porous zone represents, by volume, more than 90% of the implant.
  • said non-porous zone represents, by volume, less than 10% of the implant.
  • the present invention relates to an implant, in particular a breast implant, which comprises two porous zones.
  • the present invention relates to an implant, in particular a breast implant, which comprises three porous zones.
  • said implant further comprises a non-porous zone, such as, for example, a perimeter as defined above.
  • the present invention relates to an implant, and in particular a breast implant, which has different pore sizes distributed over three zones, for example in the form of a porosity gradient, as mentioned below in Table 2 and illustrated in FIG. 1. TABLE 2
  • the implants according to the present invention have very particular advantages in the context of breast reconstruction, since the implants must be strong enough to withstand high compressive stresses on this anatomical zone which is very regularly subjected to this type of stress. Due to their mechanical characteristics, in particular elasticity and flexibility, the implants of the invention make it possible to produce fewer mechanical stresses on the tissues of the host in direct contact, and thus to reduce the phenomena of inflammation.
  • the empty volume of the implant (inverse of the rate of filling) can be measured by weighing (using material density), volume displacement (Archimedes method), etc.
  • the ranges given here correspond to a measurement of the pore size by optical microscopy.
  • the porosity or the pore size is measured by optical microscopy.
  • the porosity or pore size is measured by electron microscopy.
  • the porosity characteristic of the porous zones of the implants of the invention can also be expressed by the degree of filling of the structure of the hydrogel implant, since the variation of the degree of filling makes it possible to act on the porosity of the implants and vice versa.
  • This filling rate can, for example, be obtained by measuring the volume of the implant and measuring the empty volume.
  • the chosen filling parameters allow to obtain a given range of pore sizes. Conversely, a given range of pore sizes correlates with particular filling parameters.
  • the implants of the invention can have a hydrogel filling rate ranging from 5% to 99% of the total volume of the implant.
  • the porosity of the implants of the invention promotes colonization by cells.
  • the three-dimensional structure as well as the particularly advantageous mechanical properties of the implants according to the invention are maintained after sterilization, and in particular by irradiation or by plasma.
  • Different methods well known to those skilled in the art can be used to measure the mechanical strength of implants, such as dynamic mechanical analysis (DMA) or compression, traction and/or flexion tests. Examples of methods for measuring the mechanical strength of implants are described in the examples.
  • the mechanical resistance of the implants is measured by dynamic mechanical analysis (DMA).
  • the mechanical strength of the implants is measured by compression, traction and/or bending tests.
  • Alginate is a linear polysaccharide extracted from seaweed, mainly from the brown seaweed species Phaeophyceae.
  • This biocompatible polymer is composed of homopolymeric blocks of 1,4 b -D mannuronic acid (M) and its epimer C-5 a-L guluronic acid (G).
  • M 1,4 b -D mannuronic acid
  • G a-L guluronic acid
  • This biopolymer consists of sequences of M-blocks, of G-blocks, intercalated with sequences of MG-blocks. Only G units seem to be involved in intermolecular cross-linking during polymerization.
  • Sodium alginate is widely used as a hydrogel.
  • an alginate enriched in M unit will be more flexible because the chain will have a more linear configuration, while a gel containing more G units will be more rigid because more polymerized.
  • the alginate used has, for example, an M/G ratio of between 1 and 2, in particular between 1 and 1.9 or between 1 and 1.5.
  • the alginate used has, for example, an M/G ratio of 1.9.
  • the gelatin contained in the hydrogel is of type A.
  • Gelatin is a collagen-derived macromolecule that contains bioactive sequences like the RGD (arginine-glycine-aspartic acid) motif for cell adhesion. It is obtained by denaturing the native triple helix structure of collagen via an acid (type A gelatin) or alkaline (type B gelatin) treatment.
  • the amino acid composition of gelatin is similar to but different from that of collagen following denaturation (deamination of glutamine to glutamic acid in the process of making type B gelatin). The structure of gelatin changes during gelation.
  • hydrogels The preparation of hydrogels is well known in the art (E.M. Ahmed; Journal of Advanced Research, 2015, 6, 105-121), as well as the polymerization and crosslinking of alginate and gelatin (Chen Q, Tian X , Fan J, Tong H, Ao Q, Wang X. An Interpenetrating Alginate/Gelatin Network for Three-Dimensional (3D) Cell Cultures and Organ Bioprinting. Molecules. 2020;25(3):756.)).
  • the alginate is crosslinked using a crosslinking agent chosen from divalent cations, in particular non-toxic.
  • the divalent cation is chosen from the group comprising or consisting of calcium, strontium, barium, zinc, copper, iron and nickel.
  • the divalent cation is selected from the group comprising or consisting of calcium, strontium and barium.
  • the divalent cation is calcium.
  • the gelatin is cross-linked using any enzymatic, physical method such as UV light, or chemical, and in particular by an enzymatic method carried out using an agent capable of forming covalent bonds between the lysine and glutamine residues, and very particularly preferably by a transglutaminase.
  • the enzyme transglutaminase is an extracellular aminoacyltransferase. It is a monomeric protein that has a single cysteine catalytic residue (active site).
  • the gelatin of the hydrogel is preferably cross-linked with a type 2 transglutaminase.
  • This TAG is in particular produced commercially as a recombinant microbial protein by the fermentation of the microorganism Streptoverticillium moboarense.
  • the alginate and the gelatin which are in the hydrogel which is included in the implant are cross-linked, that is to say transformed from a linear polymer into a three-dimensional polymer thanks to the action of a crosslinking agent among those mentioned above.
  • the implant according to the invention comprises a hydrogel comprising from 0.5% to 3% of alginate and from 1% to 17.5% of gelatin, and even more preferably from 1 % to 2.5% alginate and 2% to 10% gelatin.
  • the hydrogel comprises 2% alginate and 5% gelatin. Unless otherwise indicated, the percentages mentioned in the present description are expressed in mass/volume and relate to the total composition.
  • the crosslinked alginate and gelatin are present in a mass ratio ranging from 1:0.3 to 1:35, and most particularly in a mass ratio of 1: 2.5, respectively.
  • the hydrogel of the implants of the invention may also comprise, in addition to alginate and gelatin, also cross-linked fibrinogen.
  • the fibrinogen monomer is composed of two repetitions of three chains a, b and g linked by a central E domain and of two fibrinopeptides A and B (FpA, FpB) linking the a chains to the E domain. It has a large number of motifs. of cell adhesion and thus allows an increased development of cells within the hydrogel.
  • the hydrogel will preferably comprise from 0.0001% to 6% of cross-linked fibrinogen, and in particular 2% of cross-linked fibrinogen.
  • the hydrogel of the implants of the invention is composed of crosslinked alginate and gelatin, or even crosslinked alginate, gelatin and fibrinogen, without any other constituent capable of forming a gel.
  • the hydrogel of the implants of the present invention contains cross-linked alginate, gelatin and fibrinogen in a mass ratio ranging from 1:0.3:0.00003 to 1:35:12, and any particularly in a mass ratio of 1:1:2, 5, respectively.
  • Fes implants of the invention advantageously contain alginate, gelatin and optionally fibrinogen as natural constituents of the hydrogel.
  • implants of the invention may also be present in implants of the invention, among which mention may be made in particular of: chitin, chitosan, cellulose, agarose, chondroitin sulphate, hyaluronic acid, glycogen, starch, pullulan, carrageenan, heparin, collagen, albumin, fibrin, fibroin, dextran, xanthan, gellan, any component extracted from the extracellular matrix such as collagens, laminin, proteoglycans of the Matrigel type, gelatin methacrylate of the GelMa type.
  • said natural components are present at concentrations varying from 0.001% to 50%, preferably from 0.01% to 25%, or even preferably from 0.1% to 10%.
  • the implants of the present invention may also contain synthetic components, such as polyolefins (PE, PP, PTFE, PVC), silicone (PDMS), polyacrylates ( PMMA, pHEMA), polyester (PET, dacron, PGA, PLLA, PLA, PDLA, PDO, PCL), polyethers (PEEK, PES), polyamides, polyurethanes, PEG, pluronic F127.
  • said synthetic components are present at concentrations varying from 0.001% to 50%, preferably from 0.01% to 25%, or even preferably from 0.1% to 10%.
  • Textile fibers of natural or synthetic origin may also be present in the composition of the implants.
  • Naturally occurring fibers include, but are not limited to, cellulose fibers.
  • fibers of synthetic origin include, without limitation, polyester fibers, nylon fibers, polyethylene fibers, polypropylene fibers, and acrylic fibers. According to one embodiment, said fibers are present at a concentration of less than 20%, preferably less than 10%, preferably less than 5%. According to one embodiment, the implants of the invention do not comprise fibers, whether of natural or synthetic origin.
  • the implants according to the invention are acellular, that is to say they are free of any cell, and in particular of any living cell, during their manufacture.
  • the implants of the invention can quite well be colonized by living cells, after their manufacture, which makes it possible both to overcome any manufacturing constraints linked to the preservation of survival, proliferation and/or cell differentiation, and to carry out an in vitro colonization of the implant once manufactured but before its implantation in the host organism to optimize its integration.
  • hydrogel consisting solely of alginate and gelatin, without fibrinogen
  • hydrogel made up of alginate, gelatin and fibrinogen
  • hydrogel made up of alginate, gelatin and collagen
  • the implants of the invention are obtained by a manufacturing process during which Talginate and gelatin are consolidated by crosslinking with at least one divalent cation, preferably calcium, and transglutaminase.
  • said consolidation is done sequentially, that is to say that the crosslinking agents mentioned above are not added at the same time during the consolidation.
  • the hydrogel, once prepared is brought into contact with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium, then with a solution comprising transglutaminase.
  • the hydrogel, once prepared is brought into contact with a solution comprising transglutaminase, then with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium.
  • said consolidation is done concomitantly, that is to say that the crosslinking agents mentioned above are added at the same time during the consolidation.
  • the implants of the invention are obtained by a manufacturing process during which the alginate and the gelatin are consolidated by crosslinking using a solution comprising at least one divalent cation, preferably calcium, and transglutaminase.
  • the solution can be obtained by alternative but nevertheless equivalent methods.
  • the consolidation solution can be obtained by adding the various elements, ie at least one divalent cation, preferably calcium, and transglutaminase, in the same solution, or else by mixing at least two solutions: a solution comprising at least a divalent cation, preferably calcium, and a solution comprising at least transglutaminase.
  • the bringing into contact of the hydrogel with the solution(s) mentioned above is carried out by immersion, during which the hydrogel is immersed in the all of the solution(s) mentioned above. It can also be carried out by imbibition, by spraying, using a drip system, trickling, or the like.
  • the hydrogel once prepared, is brought into contact with a consolidation solution comprising at least one divalent cation, preferably calcium, and transglutaminase.
  • a consolidation solution comprising at least one divalent cation, preferably calcium, and transglutaminase.
  • the contacting of the hydrogel with the consolidation solution can be carried out by immersion, during which the hydrogel is immersed in its entirety in the consolidation solution. She can also be carried out by imbibition, by spraying, using a drip system, trickling, or the like.
  • consolidation further includes the cross-linking of fibrinogen with thrombin.
  • This crosslinking can be done sequentially with the crosslinking of the alginate and the gelatin (e.g. before or after the crosslinking of the alginate and the gelatin) or concomitantly.
  • the hydrogel when the hydrogel contains fibrinogen in addition to alginate and gelatin, the hydrogel once prepared is brought into contact with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium, then with a solution comprising transglutaminase, then with a solution comprising thrombin.
  • a solution comprising a divalent cation preferably calcium
  • the hydrogel when the hydrogel contains fibrinogen in addition to alginate and gelatin, the hydrogel once prepared is brought into contact with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium, then with a solution comprising thrombin, then with a solution comprising transglutaminase.
  • a solution comprising a divalent cation preferably calcium
  • the hydrogel once prepared when the hydrogel contains fibrinogen in addition to alginate and gelatin, the hydrogel once prepared is brought into contact with a solution comprising transglutaminase, then with a solution comprising a divalent cation , preferably calcium, followed by a solution comprising thrombin.
  • the hydrogel once prepared when the hydrogel contains fibrinogen in addition to alginate and gelatin, the hydrogel once prepared is brought into contact with a solution comprising transglutaminase, then with a solution comprising thrombin , then with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium.
  • the hydrogel once prepared when the hydrogel contains fibrinogen in addition to alginate and gelatin, the hydrogel once prepared is brought into contact with a solution comprising thrombin, then with a solution comprising transglutaminase , then with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium.
  • the hydrogel once prepared when G hydrogel contains fibrinogen in addition to alginate and gelatin, the hydrogel once prepared is brought into contact with a solution comprising thrombin, then with a solution comprising a divalent cation, preferably calcium, then with a solution comprising transglutaminase.
  • the consolidation solution comprises at least one divalent cation, preferably calcium, transglutaminase, and thrombin.
  • the implants of the invention are obtained by a manufacturing process during which the consolidation step, which consists in bringing the hydrogel into contact with the consolidation solution(s), is carried out at a temperature ranging from 15°C to 40°C, and preferably from 20°C to 40°C and even more preferably from 21°C to 37°C.
  • the implants of the invention are obtained by a manufacturing process during which the consolidation step which consists in putting contact G hydrogel with the consolidation solution(s), is carried out for a period ranging from 10 minutes to 6 hours, in particular from 30 minutes to 6 hours, and ideally for 1 hour to 3 hours.
  • the implants of the invention are obtained by a manufacturing process during which the consolidation step is carried out at 37° C. for 1 hour 30 minutes.
  • the hydrogel is shaped prior to its consolidation.
  • the implants of the present invention can be manufactured and shaped simultaneously, in particular by any volume structuring process (in particular 3D), and in particular by addition or agglomeration of material by stacking layers or successive deposition.
  • the implant of the invention is obtained by an additive manufacturing process.
  • the implant of the invention is obtained by material extrusion, preferably 3D printing.
  • the implant can then be made up of a plurality of layers each having a mesh made up of a plurality of meshes, the layers being stacked on top of each other in such a way that the meshes form the pores.
  • said implant consists of a number of layers comprised between 2 and 3000.
  • the meshes of each layer can have homogeneous mesh sizes, that is to say not differing by no more than 15% from each other.
  • the meshes of each layer can be distributed homogeneously, that is to say evenly. More particularly, the meshes of each layer can extend around central mesh axes having respectively homogeneous orientations, that is to say not differing by more than 20° with respect to each other. The central mesh axes of the meshes of each layer can be arranged with homogeneous spacings, that is to say not differing by more than 15% from each other. The meshes of each layer can respectively present homogeneous geometries, that is to say whose contours are superimposable with more than 50% of merged or parallel portions.
  • the meshes of each layer can be separated from each other by cords of material having respectively homogeneous thicknesses, that is to say not differing by more than 15% from each other.
  • the person skilled in the art will take care to choose a process which allows the shaping of materials with high viscosity, since a hydrogel consisting solely of alginate and gelatin can have a viscosity ranging from 50 Pa.s to 6000 Pa. s., for a measurement at a temperature of 5°C to 45°C.
  • the implants are preferably obtained by a 3D printing process. This technique also makes it possible to give an adequate shape to the implant. Indeed, as indicated previously, the implants according to of the invention have advantageous mechanical properties, and quite particularly adapted to their destination.
  • the implant can be “shaped” to match the physiognomy and/or the wishes of the host.
  • the implants of the invention therefore provide "tailor-made” structured solutions whose dimensions and/or filling/porosity are defined with regard to the needs of the host body intended to receive the bodily implant and the role/ the function it will have to play in this recipient organism.
  • the present invention also relates to a three-dimensional body implant obtainable by a manufacturing method as described above.
  • the body implant is capable of being obtained by a manufacturing process comprising successively:
  • This method may further comprise a sterilization step.
  • the disclosure also relates to an implant that may have one or more of the following characteristics:
  • - a three-dimensional body implant which may have an overall porosity of at most 5000 LHTI and comprises a hydrogel comprising cross-linked alginate and cross-linked gelatin, said hydrogel having a mechanical resistance, also called here elasticity or Young's modulus, of 1kPa to 1000kPa, - a three-dimensional body implant which may have zones of different porosities within their three-dimensional structure, in particular in the form of a gradient distributed over more than one zone of the implant,
  • a three-dimensional body implant which may also contain cross-linked fibrinogen
  • a three-dimensional body implant which may be a breast implant which, preferably, has at least two zones, and in particular three, each of different porosity
  • a three-dimensional body implant which may comprise a hydrogel comprising cross-linked gelatin and cross-linked alginate, said hydrogel having a mechanical strength of 1 kPa to 1000 kPa and said implant having an overall porosity of at most 5000 ⁇ m,
  • a three-dimensional body implant which may have a porosity gradient distributed over more than one area of the implant, - a three-dimensional body implant which may have a volume comprised in a range ranging from 0.05 mL to 3 L, preferably 100 mL to 600 mL,
  • a three-dimensional body implant which may be a breast implant
  • the hydrogel of the implant which may comprise from 0.5% to 3% of alginate and from 1% to 17.5% of gelatin
  • the hydrogel of the implant which may also comprise cross-linked fibrinogen, and preferably from 0.0001% to 6% fibrinogen
  • a three-dimensional body implant obtainable by a process which comprises a step of crosslinking the hydrogel carried out using a solution containing a divalent cation, preferably calcium, and an agent capable of forming covalent bonds between lysine and glutamine residues such as an enzyme, preferably a transglutaminase.
  • a solution may also comprise thrombin when the hydrogel comprises fibrinogen,
  • the invention also relates to a method for implementing the implant as described above in the context of reconstructive or aesthetic surgery, comprising a step of implanting the implant in the body of a subject.
  • said implant is a breast implant.
  • Said invention therefore relates to a method of breast reconstruction comprising the implantation in a subject who needs it, of an implant according to the invention.
  • Said method may further comprise a step of injecting cells, preferably autologous, into said implant before its implantation in the subject.
  • the subject is a woman. According to one embodiment, the subject is a woman having undergone a mastectomy.
  • FIG. 1 is a diagrammatic representation of an implant according to the invention, of breast type, which has a pore size gradient distributed over three zones.
  • Figure 2 represents the comparison of the Young's modulus (A) and the viscosity (B) of AG and F AG hydrogels which constitute the implants according to the invention.
  • FIG. 3 represents the comparison of the Young's moduli E0 (Pa) of an AG hydrogel in which the gelatin is crosslinked with and without transglutaminase and stored for up to 7 days at 37°C.
  • FIG. 4 represents the comparison of the Young's moduli E0 (Pa) of an AG hydrogel and of commercial hydrogels crosslinked or not with transglutaminase. *: Liquid compound at 37°C; +: visible polymerization but insufficient gel rigidity at 37° C. for DMA measurement vitro by fibroblasts, after their manufacture.
  • Figure 6 represents the cell viability and growth measured kinetically on FAG and AG hydrogels which constitute the implants according to the invention, and which have been colonized in vitro by adipose tissue stem cells, after their manufacture.
  • Figure 7 represents the metabolic activity of AG implants according to the invention at different culture points following their colonization in vitro by a fraction of purified adipose tissue, after their manufacture.
  • Figure 8 represents the histological analyzes by Hematoxyline, Phloxine, Safran (HPS) staining of AG implants according to the invention after 2 days (4 images on the left) or 7 days (2 images on the right) of in vitro incubation with a fraction of purified adipose tissue, after their manufacture (Top: external edges of the matrices; Bottom: internal pores of the matrices; images taken in white light; magnification 1000 ⁇ m; scale 100 ⁇ m).
  • Figure 9 represents the immunolabeling of perilipin-1 and the staining of cell nuclei with Dapi, on AG implants according to the invention after 2 days (top image) or 7 days (bottom image) of incubation in vitro with a fraction of purified adipose tissue, after their manufacture (fluorescence imaging; magnification 200X; scale 50 ⁇ m).
  • Figure 10 represents the comparison of the Young's moduli of AG implants for crosslinking of variable durations at 21° C. (B) and 37° C. (A).
  • Figure 11 represents the comparison of the Young's moduli E0 and the viscosities of AG and FAG implants after crosslinking with different concentrations of CaCl2 (A, D), TAG (B, E) and thrombin (C, F).
  • Figure 12 represents the comparison of Young's moduli E0 (AB) and viscosities (CD) of AG and FAG implants after sequential or concomitant cross-linking with CaCl2, TAG and thrombin.
  • Figure 13 shows the comparison of Young's moduli E0 (A) and viscosities (B) of AG and FAG implants after crosslinking with a solution containing calcium chloride or barium chloride.
  • Figure 14A illustrates the study of the variation in dimensions (A1-A2) and pores (A3-A4) of AG and FAG implants according to the invention before and after crosslinking.
  • Figure 14B illustrates the impact of sterilization on the dimensions (B1-B2) and Young's modulus (B3-B4) of these implants.
  • Figure 15 illustrates the repeatability of the production of AG implants according to the invention in terms of dimensions (A), volume (B) and pore size (C).
  • Figure 16 illustrates the repeatability of the retraction of AG implants according to the invention after consolidation
  • Figure 17 illustrates the repeatability of the retraction of AG implants according to the invention according to the sterilization method.
  • Figure 18A illustrates the repeatability of the extrusion diameter.
  • Figure 18B illustrates the repeatability of the pore length (B1-B2) of AG implants according to the invention.
  • Figure 19 represents images of pores of variable size in an AG implant according to the invention.
  • Figure 20 represents the surgical plan (left) of the in vivo subcutaneous implantation (right) of AG and FAG implants according to the invention.
  • Figure 21 represents the histological analyzes after staining with Masson's trichrome on sections of AG implants according to the invention, after subcutaneous implantation in vivo in rat back sites for 3 weeks (low, medium and high magnification images ).
  • Figure 22 shows the average pore length of implants produced with different pore sizes.
  • Figure 23 represents the average pore length of implants produced with an increasing pore size gradient from the base to the apex.
  • Figure 24 represents the apparent Young's modulus values of the different subparts of implants produced with different pore sizes.
  • Figure 25 represents the compression tests on full prostheses with different architectures, force-displacement curves.
  • Figure 26 represents a microscopic observation of the base of the implant without (left) or with (right) the addition of a perimeter.
  • Figure 27A represents images of the 3D printing of a large volume A/G implant (implant 9 cm long, 7 cm wide, and 2.7 cm thick), the resulting implant after cross-linking and the large pores obtained in the structure.
  • Figure 27B represents images of the 3D printing of a large volume A/G implant (implant 12.6 cm in diameter, and 5.3 cm thick), of the resulting implant after crosslinking and of the large pores obtained in structure.
  • Figure 28 represents the macroscopic observation of the pores of implants with different filling rates.
  • Figure 29 represents the average distance between the centers of the pores of implants with different filling rates.
  • Protocol #1 Preparation of an AG hydrogel: In order to prepare the AG hydrogel, 2 g of alginate (very low viscosity, Alpha Aesar, France), 5 g of gelatin (Sigma-Aldrich, France) are dissolved at 37° C for 12 hours in 100 mL of a 0.1M NaCl solution (Labelians, France).
  • Protocol #2 Preparation of a FAG hydrogel: In order to prepare the FAG hydrogel, 2 g of alginate (very low viscosity, Alpha Aesar, France), 5 g of gelatin (Sigma-Aldrich, France) and 2 g of fibrinogen (Sigma-Aldrich, France) are dissolved at 37° C. for 12 hours in 100 ml of a 0.1 M NaCl solution (Labelians, France). Protocol #3 Casting of an AG and FAG hydrogel: 1.8mL of the hydrogel prepared according to protocol #1 and #2 are placed in the wells of a 6-well culture plate and incubated at 21°C for 30 minutes .
  • Protocol #4 Crosslinking of an AG hydrogel A crosslinking solution is prepared by dissolving 4 g of Transglutaminase (Ajinomoto, Japan), 3 g of CaCh (Sigma Aldrich, France) in lOOmL of a 0.1M NaCl solution (Labelians, France). The crosslinking solution is then brought into contact with the hydrogel for 1 hour 30 minutes at 37°C (unless otherwise indicated).
  • a cross-linking solution is prepared by dissolving 4 g of Transglutaminase (Ajinomoto, Japan), 3 g of CaCh (Sigma Aldrich, France) and 400 Units of thrombin (Sigma Aldrich, France) in lOOmL of a 0 NaCl solution. IM. The crosslinking solution is then brought into contact with the hydrogel for 1 hour 30 minutes at 37°C (unless otherwise indicated).
  • Protocol #6 Dynamic mechanical analysis (DMA) in compression The mechanical properties of FAG and AG hydrogels are measured in triplicate with a rotational rheometer (DHR2, TA Instrument, France), a Peltier plane (TA Instrument, France) and an 8mm geometry toothed (TA Instrument, France). Three 8mm diameter discs are cut from the molded hydrogels according to protocol #3. The disc is placed on the bottom geometry at 37°C for 60 seconds followed by a compression procedure of Oscillatory IOmih is performed from 0.1 to 10Hz at IOOmhi/s and at 37°C.
  • DMA Dynamic mechanical analysis
  • the values of the Young's modulus EO (Pa) and the viscosity hq (Pa.s) of the hydrogel are obtained from a modeling of the visco-hyperelastic solid using the values E' and E” acquired during the 'essay.
  • Protocol #7 3D printing of hydrogels The hydrogels prepared according to protocol #1, #2 are transferred into a 30 mL cartridge (Nordson EFD) equipped with an extrusion nozzle 410 ⁇ m in diameter (Nordson EFD). The nozzle cartridge assembly is then placed in a 3D printer (BioassemblyBot, Advanced Solution Lifescience, USA) making it possible to apply a constant pressure to the cartridge while moving in the three directions of space.
  • the printing parameters are a speed of 10mm/sec, a pressure of 25-35PSI and a temperature of 21°C. Obtaining different filling rates is performed by the internal slicer of the printer driver software (Tsim, Advanced Solution Lifescience, USA).
  • Protocol #8 In vivo implantation in rats The in vivo implantation studies in rats were carried out on the BIO VIV O - Institut preclinical research technical platform.
  • a bioprosthesis was implanted in the subcutaneous dorsal region of each animal.
  • the control group was performed by performing only the incision and dissection.
  • 4 surgical sites were made, three bioprostheses and a control sample.
  • the surgical site was closed in layers using subcutaneous and cutaneous sutures with absorbable braided sutures (PDS® polidioxanone, 4/0 and Nylon 3/0, Ethicon J&J).
  • PDS® polidioxanone absorbable braided sutures
  • the animals were monitored for signs of pain, and surgical wounds were inspected daily for skin healing and infection. Explantation took place 21 days after implantation.
  • Protocol #9 Histological analysis The implants are fixed for 24 hours in a 4% formalin solution (Alphapat, France) then dehydrated by successive baths of absolute ethanol (vwr Chemicals, France) and methylcyclohexane (vwr Chemicals, France) with a STP 120 dehydrator (Myr, Spain) then embedded in paraffin (Sakura, Japan). Sections 5 ⁇ m thick are made with an HM 340e microtome (Microm, France). Hematoxyline Phloxine Safran (HPS), Masson's Trichrome staining and D API staining were performed.
  • Protocol #10 Dynamic mechanical analysis (DMA) in compression The mechanical properties of FAG and AG hydrogels are measured in triplicate with a rotational rheometer (DHR2, TA Instrument, France), a Peltier plane (TA Instrument, France) and a 25mm geometry (TA Instruments, France). Punches 25mm in diameter are cut from the implants produced according to protocol #9. The punch is placed on the lower geometry at 37°C for 60 seconds and then an oscillatory 1 OLHTI compression procedure is carried out from 0.1 to 10Hz at 100im/s and at 37°C.
  • DMA Dynamic mechanical analysis
  • the values of the Young's modulus E0 (Pa) and the viscosity hq (Pa.s) of the hydrogel are obtained from a modeling of the visco-hyperelastic solid using the values E' and E” acquired during the 'essay.
  • Protocol #11 Total mechanical analysis of the implants in compression: Placement of the implants on a Lloyd traction/compression machine with an lkN sensor and compression plates, a test speed of 10 mm/min is used.
  • Example 1 Mechanical properties of alginate/gelatin (AG) and fibrinogen/alginate/gelatin (F AG) hydrogels
  • the molded samples of AG were prepared from protocols #1 and #3 and cross-linked from a variation of protocol #4.
  • the crosslinking solution is composed of a solution of calcium chloride at 30mg/mF only or of a solution of calcium chloride at 30mg/ml and transglutaminase at 40mg/mF. 4 gels of each condition were molded and then tested in DMA the same day and respectively after 1, 4 and 7 days of storage at 37° C. with the aim of mimicking physiological conditions.
  • Molded samples of AG were prepared from protocols #1 and #3 and cross-linked from protocol #4.
  • the commercial hydrogel samples listed in Table 4 below were prepared according to the protocols provided by the suppliers and molded according to protocol #3.
  • the hydrogels were cross-linked with a variant of protocol #4, using either a solution comprising only calcium at 30mg/mL (no TAG), or a solution of calcium at 30mg/mL and transglutaminase at 40mg/mL, in order to observe the impact of GAD.
  • Non-crosslinked and crosslinked samples with TAG were then studied by DMA using protocol #6. The results are grouped on the LIG. 4. 6 of the 7 commercial hydrogels studied were cross-linked by transglutaminase.
  • Collagen-based hydrogels (CoMCell, Rat Collagen) are not stiff enough to be analyzed by DMA but gelatin-based hydrogels (Gel4cell, Gel4cell-VEGL and GelMa) have a Young's modulus significantly higher after crosslinking with transglutaminase (respectively 7.3, 9.9 and 50 kPa). This study shows the effect of cross-linking with transglutaminase on the stiffness of commercial hydrogels.
  • Example 4 Influence of the amount of alginate and gelatin in a fibrinogen/alginate/gelatin (F AG) hydrogel on the mechanical properties
  • FAG hydrogels were prepared from a variant of protocol #2, molded according to protocol #3, then cross-linked using protocol #5, then their mechanical properties were studied by DMA using protocol #6.
  • we studied these mechanical properties by preparing the FAG hydrogel, with 1 or 3 or 2 g of alginate, and 10 or 7.5 or 5 g of gelatin, respectively, and 2 g of fibrinogen.
  • the implants were immersed with culture medium.
  • the implants were cultured in culture medium composed of DMEM containing 10% calf serum supplemented with vitamin C and EGF (Epidermal Growth Factor) at 37°C, 5% C02.
  • the implants were cultured with this same medium for 21 days, renewed every 3 days.
  • the metabolic activity of the fibroblasts within the implants was studied by colorimetric analysis with Alamar Blue on culture days 3, 5, 8, 10, 14 and 21 after inoculation.
  • the solution was produced by diluting to 10th a solution of Bleu Alamar (DAL 1100, Invitrogen) in DMEM. After 19 hours of incubation at 37°C, 100 m ⁇ of the supernatants were sampled and their absorbance at 570 nm and 600 nm was measured with a spectrophotometer (NanoQuant® infinité M200PRO, TECAN).
  • Example 6 Evaluation of the colonization of fibrinogen/alginate/gelatin (F AG) and alginate/gelatin (AG) hydrogels by adipose tissue stem cells (ASC).
  • F AG fibrinogen/alginate/gelatin
  • AG alginate/gelatin
  • ASC adipose tissue stem cells
  • Normal human adipocytaircs stem cells in passage 2 to 5 are thawed and amplified in 175cm2 culture flasks in culture medium containing DMEM supplemented with 10% serum and 1% antibiotics.
  • Each implant was seeded on its surface with a cell suspension of ASC at a concentration of 6, 12 or 24 million ACS/ml. 250 m ⁇ of these suspensions were deposited drop by drop on each implant, i.e. 1.5, 3 or 6 million ASC/implant. After 1 hour of adhesion, the implants were immersed with culture medium.
  • the implants were cultured in culture medium containing DMEM supplemented with 10% serum and 1% antibiotics for 7 days then in medium containing DMEM supplemented with 10% serum, insulin, rosiglitasone and 1% antibiotics for 14 days.
  • the culture media are renewed every 3 days.
  • the metabolic activity of the fibroblasts within the implants was studied by colorimetric analysis with Alamar Blue on culture days 3, 5, 7, 14 and 21 after inoculation.
  • the solution was produced by diluting to 10th a solution of Bleu Alamar (DAL 1100, Invitrogen) in DMEM. After 5 hours of incubation at 37°C, 100 m ⁇ of the supernatants were taken and their absorbance at 570 nm and 600 nm was measured with a spectrophotometer (NanoQuant® infinity M200PRO, TECAN). Cellular viability and growth was thus monitored over 21 days of culture using 6-point kinetics on days 3, 5, 7, 14 and 21. The results are grouped together in FIG. 6.
  • Example 7 Evaluation of the colonization of alginate/gelatin (AG) hydrogels in contact with a fraction of purified adipose tissue
  • hydrogels were prepared from protocol #1. Cubic implants 1.5 cm square and 0.8 cm thick were then printed according to protocol #7 and cross-linked using protocol #4. The printed implants are produced with a filling rate of 50% and an extrusion nozzle of 410 ⁇ m internal diameter.
  • the lipoaspirate is centrifuged at 1500 RPM for 2 minutes then rinsed with PBS IX. The lipoaspirate was again centrifuged at 1500 RPM for 30 seconds then the PBS IX was eliminated. Lipoaspirate is considered purified. Each implant is then immersed in 6mL of purified lipoaspirate, then the whole was placed in a culture insert in a 6-well plate with incubation in medium containing DMEM supplemented with 10% serum and 1% antibiotics at 37°C 5% C02 for 2 days or 7 days.
  • the implants were cultured in 6-well plates in culture medium containing DMEM supplemented with 10% serum, insulin, rosiglitasone and 1% antibiotics, with 3 renewals of the medium per week for up to 21 days.
  • Histological analyzes were performed to complete this study according to protocol #9. The results are grouped on the LIG. 8. Images reveal the presence of agglomerated, polygonal, uniform, unilocular and voluminous adipocytes. These morphological characteristics are those of healthy adipocytes, which can be found in adipose tissue.
  • Perilipin-1 immunostaining was also performed. Samples were included in OCT (CellPath, KMA-0100-00A), then stored at -80°C. Sections 16 ⁇ m thick were made for each sample with a cryostat (Microm, HM 520). The sections were then fixed in an Acetone/methanol (v/v) solution for 20 minutes and rinsed 3 times in PBS IX. A one-hour incubation at room temperature in a 4% PBS-BSA solution was carried out to saturate the aspecific sites. The sections were then incubated overnight at room temperature with a solution of primary antibody specific for perilipin-1.
  • the images show adipocytes having large spherical or polygonal vacuoles depending on cell grouping.
  • the adipocytes appear as unilocular and their size is also physiological since it is between 50 and 200 ⁇ m.
  • Molded samples of AG were prepared from Protocol #1 and Protocol #3 and cross-linked from a variation of Protocol #4. During this variant, the crosslinking times and temperatures were modified, from 10 minutes to 2 p.m. and from 37°C to 21°C. The samples were then studied by DMA using protocol #6.
  • Example 9 Impact of the concentration of the components of the crosslinking solution on the mechanical properties of alginate/gelatin (AG) and fibrinogen/alginate/gelatin (F AG) hydrogels once crosslinked
  • Cast samples of AG and F AG were prepared from Protocols #1, #2, and #3, cross-linked from a variation of Protocols #4 and #5.
  • concentrations of the components of the crosslinking solution were modified (transglutaminase, calcium chloride and thrombin).
  • Example 12 Maintenance of the three-dimensional structure and mechanical properties of implants based on alginate/gelatin (AG) and fibrinogen/alginate/gelatin hydrogel
  • the AG and F AG hydrogels were prepared using protocols #1, #2 and #3, cross-linked using protocols #4 and #5, observed optically and then studied by DMA using protocol #6.
  • the printed shapes are half-spheres of 2 cm in diameter produced with variable filling rates (30, 50 and 75%).
  • Sterilization was performed by IONISOS (France) by irradiating the implants with a variable dose (30 kGy and 40 kGy) of Gamma rays.
  • the impact of the cross-linking step on the dimensions of alginate/gelatin and fibrinogen/alginate/gelatin hydrogel-based implants was studied. These dimensions were measured from macroscopic images.
  • the dimensions of the pores obtained as a function of the filling rate were also studied. These dimensions were measured from images taken using a microscope (Olympus, magnification x4).
  • FIG. 14 The results are grouped in FIG. 14 (A-B).
  • the implants retract on average by 10% following the cross-linking step.
  • the pore size does not vary significantly (FIG. 14A (A1-A4)).
  • E0 sterilization does not lead to any change in the mechanics of the material for the two doses (FIG. 14B (B1-B4)).
  • Example 13 Production quality of a large implant based on an alginate/gelatin (AG) hydrogel: repeatability of the printing dimensions, of the dimensions after consolidation and sterilization of the implant using several methods.
  • AG alginate/gelatin
  • hydrogels were prepared from protocol #1. Implants in the shape of a half-sphere 6cm in diameter and 2cm thick were then printed according to protocol #7 and cross-linked using protocol #4, then optically observed and measured. The printed forms are produced with variable fill rates (25 to 65%) and extrusion nozzles of 410 or 840 pm internal diameter. Sterilization was carried out by IONISOS (France) by irradiating the implants with 2 doses (30 kGy and 40 kGy) of Beta rays or a dose of range rays of 30 kGy.
  • IONISOS France
  • FIG. 15 The results after printing are grouped FIG. 15 (A-C). These results show a high repeatability of the dimensions of the large size 3D printed implants, reflecting a high production quality.
  • results after consolidation of the implants are grouped together in FIG 16.
  • This graph shows a high repeatability of the retraction of the large size implants after the consolidation step.
  • results after sterilization of the implants using 3 methods are grouped together in FIG 17. These results show a lower shrinkage of large size implants with b-rays 30 and 40 kGy.
  • FIG. 18A shows the high repeatability of the extruded bead size.
  • FIG. 18B (Bl-B2) shows the variation in pore length as a function of the filling rate of the hydrogel. Images of pores of varying size were taken and are grouped in FIG. 19.
  • Histological analyzes were performed using protocol #9, and the results are grouped in FIG. 21.
  • the explantation made it possible to validate the resistance of the implants to skin tension.
  • Histological analyzes made it possible to evaluate cellular colonization, vascularization, synthesis of extracellular matrix as well as the presence of areas of inflammation.
  • Example 15 Quality of production of large size implants comprising various pore sizes and study of the impact of these porosities on the mechanical properties of said implants.
  • Breast prosthesis type implants of semi-anatomical size (height: 8.83cm; Width: 6.37cm; Height: 2.86cm) are produced from protocol #1 and a variant of protocol #7 (use of 840 ⁇ m internal diameter nozzle) and then cross-linked from protocol #4. These implants are produced with different internal porosities: - Implants with a single pore size for their entire volume.
  • the dimensions of the pores obtained were studied. These dimensions were measured from images taken using a microscope (Olympus, magnification x4). The results of these measurements are grouped together in figures 22 and 23. Pores of different and very reproducible sizes can be obtained in the different parts of the implant. A gradient of reproducible and increasing pore sizes from the base to the top can also be obtained.
  • the mechanical properties of the subparts of these implants were studied by DMA according to protocol #11 and the mechanical properties of the implants were studied by total mechanical analysis according to protocol #12. The results of these measurements are grouped together in FIGS. 24 and 25. The Young's moduli observed vary inversely with respect to the pore size.
  • the reduction in the size of the pores at the heart of the implants makes it possible to obtain a higher modulus, reflecting greater mechanical resistance.
  • the variations in the sizes of the pores and the distribution of the pore size zones make it possible to obtain a wide range of Young's modulus and therefore to obtain more or less resistant implants.
  • Concerning the compression tests on whole prostheses it is observed that each configuration of porosities brings different mechanical properties to the implants. Indeed, for a force of -35N, the prosthesis having only 1 zone of porosity was less deformed, unlike the prostheses having 3 zones of porosity which were more deformed. The curves also make it possible to identify different failure behaviors.
  • Adding a perimeter to the base of the implant makes it possible to obtain a more cohesive base with less roughness around the periphery, which can thus limit inflammatory friction in vivo.
  • Example 17 Production of large volume porous implants from an alginate/gelatin hydrogel
  • Implant 1 200mL of AG hydrogels were prepared from protocol #1 then an anatomical breast type implant 12cm long, 10cm wide and 5cm thick was printed from a variant of protocol # 7 (840mhi internal diameter extrusion nozzle and 30mm/sec printing speed) with a single porosity zone, then cross-linked with protocol #4 (200mL instead of lOOmL of consolidation solution for a large implant) .
  • protocol #4 200mL instead of lOOmL of consolidation solution for a large implant
  • the average pore size of the resulting implant was measured with an optical microscope and the dimensions of the implant were measured with a caliper. After cross-linking, an implant 9 cm long, 7 cm wide and 2.7 cm thick is obtained with an average pore size of 1380 +/- 57 ⁇ m.
  • Implant 2 500mL of AG hydrogels were prepared from protocol #1 then a semi-spherical breast-type implant 7 cm in radius and 6 cm in thickness was printed from a variant of protocol #7 ( extrusion nozzle of 840 ⁇ m internal diameter and printing speed of 30 mm/sec) with a single zone of porosity, then cross-linked with protocol #4 (700 mL instead of 100 mL of consolidation solution for a large implant). The average pore size of the resulting implant was measured with an optical microscope and the dimensions of the implant were measured with a caliper. After crosslinking, an implant 12.5 cm in diameter and 5.3 cm thick is obtained with an average pore size of 3354 ⁇ m +/- 273 ⁇ m. The images of these implants are grouped together in Figures 27A and 27B.
  • Example 18 Measurement of the spatial distribution of pores in the same area of an implant.
  • the distances separating the centers of the pores (of square shape) obtained were studied. These dimensions were measured from images taken using a microscope (Olympus, magnification x4). The results of these measurements are grouped in figures 28 and 29. The distance separating the centers of the pores proves to be reproducible for each filling rate and varies between the different rates. These observations reflect a homogeneous distribution of pores within an area of the implant with a defined filling rate.

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Materials Engineering (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Oral & Maxillofacial Surgery (AREA)
  • Dermatology (AREA)
  • Transplantation (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Medicinal Chemistry (AREA)
  • Manufacturing & Machinery (AREA)
  • Dispersion Chemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Mechanical Engineering (AREA)
  • Optics & Photonics (AREA)
  • Prostheses (AREA)
  • Materials For Medical Uses (AREA)

Abstract

La présente invention concerne des implants corporels tridimensionnels comprenant un hydrogel comprenant de l'alginate et de la gélatine réticulés, et en particulier des implants mammaires. L'hydrogel des implants selon l'invention peut en outre comprendre du fibrinogène. Les implants selon l'invention sont acellulaires, c'est- à-dire exempts de cellules lors de leur fabrication.

Description

IMPLANTS CORPORELS TRIDIMENSIONNELS
DOMAINE DE L’INVENTION
La présente invention se rapporte au domaine général des bio-matériaux et en particulier des implants, destinés à être introduits dans le corps humain/organisme vivant, notamment en remplacement et/ou augmentation d’un tissu plus ou moins mou et/ou en comblement d’un espace entre le squelette et la peau, ou encore suturés sur la peau.
La présente invention concerne des implants corporels tridimensionnels comprenant un hydrogel qui comprend de l’alginate et de la gélatine réticulés, et en particulier des implants provisoires ou permanents. Les implants de l’invention présentent une porosité et une résistance mécanique déterminées et particulièrement avantageuses. Ces implants sont par ailleurs acellulaires, c’est-à-dire qu’aucune cellule, et notamment aucune cellule vivante n’est intégrée à l’implant lors de sa fabrication. Dans tous les aspects de cette invention, l’hydrogel peut en outre comprendre du fibrinogène.
ÉTAT DE LA TECHNIQUE
On connaît de l’état de la technique des structures à base d’hydrogel comprenant de l’alginate et de la gélatine mais elles manquent de tenue mécanique satisfaisante, car ces constituants présentent le plus souvent une élasticité limitée (faible module d’Young, notamment), ce qui rend les structures résultantes difficilement manipulables.
Les revues scientifiques récentes de Armin Vedadghavami et al., 2017, Acta Biomaterialia 62, 42-63, de Marta Calvo Catoira et al., 2019, Journal of Materials Science : Materials in Medicine, 30 : 115, et de Gils José et al., 2020, Current Médicinal Chemistry, 27, 2734-2776, mettent en avant les propriétés biocompatibles des hydrogels naturels, notamment à base d’alginate et de gélatine, mais aussi leurs limites sur le plan des propriétés mécaniques. En effet, ces polymères naturels possèdent des résistances mécaniques trop faibles pour la production de dispositifs manipulables et/ou implantables et pour la mise en œuvre de produits de structure complexe et de dimension au-delà de 5 cm3, limitant ainsi les applications cliniques de cette technologie. Les propriétés mécaniques des structures obtenues dans l’art antérieur restent donc insuffisantes pour les rendre aptes à être manipulées. De plus, dans le cas de structures destinées à être implantées dans le corps humain ou animal, et le cas échéant suturées, il existe un besoin d’obtenir des structures qui possèdent les propriétés mécaniques adéquates, et dont la dégradabilité au contact de cellules ou tissus vivants ne soit pas trop rapide.
Pour obtenir des implants régénératifs et résorbables, une structure ayant une taille de pores macroscopique (par exemple, supérieur à 100 pm) est très favorable. De plus, ce type d’applications médicales requiert souvent des implants de gros volume. La littérature ne décrit pas à ce jour d’implant macro poreux, en particulier de gros volume, composé d’un hydrogel puisque la fabrication d’objet volumineux et poreux à partir d’hydrogel est limitée par les faibles propriétés mécaniques des hydrogels.
RÉSUMÉ Un des buts de l’invention est de surmonter les inconvénients des implants de l'art antérieur, et de permettre de fournir des implants biocompatibles, dont les principaux constituants sont d’origine naturelle.
Les implants de l’invention présentent en effet des caractéristiques particulièrement avantageuses et innovantes, notamment sur le plan de (i) la résistance mécanique des constituants, qui est similaire à celle des tissus natifs lors de leur introduction, (ii) la stabilité dans le temps, (iii) la souplesse, (iv) la résistance remarquable à la déchirure et aux chocs et (v) la colonisation par les cellules de l’organisme hôte.
Selon un premier aspect, l’invention propose un implant corporel tridimensionnel qui comprend un hydrogel comprenant de la gélatine réticulée et de l’alginate réticulé, dans lequel ledit hydrogel possède une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa et dans lequel ledit implant comporte au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale comprise entre 100 pm et 10000 pm, la porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées dans la zone poreuse.
Les pores de la zone poreuse peuvent présenter des tailles de pore homogènes, c’est-à- dire ne différant pas de plus de 15 % les unes des autres. Les pores de la zone poreuse peuvent distribués de manière homogène, c’est-à-dire régulière.
Les pores de la zone poreuse peuvent s’étendre selon des axes centraux présentant respectivement des orientations homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 20° les unes par rapport aux autres. Les axes centraux des pores de la zone poreuse peuvent être agencés avec des écartements homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les uns par rapport aux autres.
Les pores de la zone poreuse peuvent présenter respectivement des géométries homogènes, c’est-à-dire dont les contours sont superposables avec plus de 50% de portions confondues ou parallèles. Les pores de la zone poreuse peuvent être séparés les uns des autres par des cordons de matière présentant respectivement des épaisseurs homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les unes par rapport aux autres.
La gélatine peut être réticulée par une enzyme, de préférence une transglutaminase.
L’implant peut comporter une pluralité de zones poreuses. Ladite pluralité de zones poreuses peut comprendre au moins deux zones poreuses dans lesquelles les pores ont des tailles de pore et/ou des formes différentes.
Les zones poreuses peuvent être agencées pour former un gradient de tailles de pore réparti sur l’implant, les zones poreuses se succédant selon une direction de gradient en suivant un ordre choisi parmi un ordre croissant et un ordre décroissant des tailles de pore. L’implant peut comprendre :
- une première zone poreuse formant une base représentant 5 % à 40 %, de préférence 20 % à 40 %, d’un volume total de l’implant, et possédant une taille de pore comprise entre 500 micromètres et 5000 micromètres, notamment 250 micromètres à 800 micromètres,
- une deuxième zone poreuse formant un cœur représentant 20 % à 70 %, de préférence 30 % à 50 %, du volume total de l’implant et possédant une taille de pore comprise entre 500 micromètres à 2500 micromètres, notamment 100 micromètres à 250 micromètres,
- une troisième zone poreuse formant une coque représentant 5 % à 40 %, de préférence 10 % à 40 %, du volume total de l’implant, et possédant une taille de pore comprise entre
1000 micromètres à 10000 micromètres, notamment 1000 micromètres à 2500 micromètres.
L’implant peut comporter au moins une zone non poreuse, la zone non-poreuse présentant un taux de remplissage supérieur à 99 %. Ladite au moins une zone non-poreuse peut comprendre un périmètre entourant la zone poreuse.
Ladite au moins une zone poreuse peut couvrir une partie essentielle de l’implant, c’est- à-dire au moins 50 %, de préférence au moins 75 %, notamment au moins 90 %, par exemple au moins 95 %. L’implant peut être constitué d’une pluralité de couches présentant chacune un maillage constitué d’une pluralité de mailles, les couches étant empilées les unes sur les autres de telle manière que les mailles forment les pores.
Les mailles de chaque couche peuvent présenter des tailles de maille homogènes, c’est- à-dire ne différant pas de plus de 15 % les unes des autres. Les mailles de chaque couche peuvent être distribuées de manière homogène, c’est-à-dire régulière. Les mailles de chaque couche peuvent s’étendre autour d’axes de maille centraux présentant respectivement des orientations homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 20° les unes par rapport aux autres.
Les axes de maille centraux des mailles de chaque couche peuvent être agencés avec des écartements homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les uns par rapport aux autres.
Les mailles de chaque couche peuvent présenter respectivement des géométries homogènes, c’est-à-dire dont les contours sont superposables avec plus de 50 % de portions confondues ou parallèles. Les mailles de chaque couche peuvent être séparées les unes des autres par des cordons de matière présentant respectivement des épaisseurs homogènes, c’est-à dire ne différant pas de plus de 15 % les unes des autres.
L’implant peut posséder un volume compris dans une gamme allant de 0,05 mL à 3 L, de préférence de 100 mL à 600 mL. L ’ implant peut être un implant mammaire .
Selon un autre aspect, l’invention propose un implant corporel tridimensionnel, en particulier tel que défini précédemment, susceptible d’être obtenu par un procédé de fabrication comprenant successivement :
- une étape de préparation d’un hydrogel comprenant de la gélatine et de l’alginate, - une étape de mise en forme tridimensionnelle de l’ hydrogel de manière à former au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale comprise entre 100 pm et 10000 pm, la porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées dans la zone poreuse, et - une étape de réticulation de l’hydrogel avec au moins un cation divalent, de préférence du calcium, et de la transglutaminase, ledit hydrogel possédant une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa. Au cours de l’étape de réticulation, le cation divalent et la transglutaminase peuvent être ajoutés de façon concomitante.
L’hydrogel peut comprendre de 0,5 % à 3 % d’alginate et de 1 % à 17,5 % de gélatine.
L’hydrogel peut comprendre en outre du fibrinogène réticulé, et de préférence jusqu’à 2 % de fibrinogène réticulé.
Le procédé de fabrication peut prévoir en outre d’utiliser de la thrombine au cours de l’étape de réticulation.
Au cours de l’étape de mise en forme tridimensionnelle, le procédé de fabrication peut prévoir de mettre en œuvre un procédé de fabrication additive, notamment d’impression 3D.
Le procédé de fabrication peut comprendre en outre une étape de stérilisation.
Selon un autre aspect, l’invention concerne un procédé de mise en œuvre de l’implant tel que défini ci-dessus dans le cadre d’une chirurgie réparatrice ou esthétique, comprenant une étape d’implantation de l’implant, en particulier d’un implant mammaire, dans le corps d’un sujet, notamment la poitrine d’un sujet.
DÉFINITIONS
Dans la présente invention, les termes ci-dessous sont définis de la manière suivante :
« Agent réticulant », dans le cadre de la présente invention, désigne un agent capable de réticuler les composants de l’hydrogel, en particulier l’alginate, la gélatine et le fibrinogène.
« Biodégradable » désigne la capacité à être détruit par un organisme vivant. En particulier lorsque l’implant est implanté chez l’hôte, ledit implant est biodégradable s’il est capable d’être détruit par ledit hôte. « Fibres », dans le cadre de la présente invention, désigne tout élément d’aspect filamenteux, se présentant généralement sous forme de faisceaux.
« Gradient », dans le cadre de la présente invention, désigne l’évolution graduelle d’une taille de pore vers une autre de manière croissante ou décroissante - « Hôte » et « receveur », dans le cadre de la présente invention, sont des termes équivalents et utilisés indifféremment pour désigner l’organisme dans lequel les implants selon l’invention sont susceptibles d’être introduits.
« Mise en forme », dans le cadre de la présente invention, consiste à donner à l’hydrogel une forme et une structure ou architecture particulières, et notamment adaptées à la destination de l’hydrogel une fois consolidé.
« Porosité globale » ou « taille de pores globale », dans le cadre de la présente invention, correspond à la moyenne des valeurs de tailles de pores mesurées sur la ou les zone(s) poreuse(s) de l’implant. Il ne s’agit pas de la porosité de l’hydrogel lui- même. - « Taille de pore » : dans le cadre de la présente invention, correspond à la plus grande distance entre deux cordons de matière en regard.
DESCRIPTION DÉTAILLÉE
La présente invention permet de fournir des implants corporels tridimensionnels, qui possèdent des caractéristiques mécaniques particulièrement avantageuses, notamment sur le plan de la résistance mécanique des constituants, qui est similaire à celle des tissus natifs, de la stabilité dans le temps et de la résistance remarquable à la déchirure et aux chocs.
Les implants selon la présente invention sont utilisables en lieu et place (remplacement de tout ou partie) ou en ajout (augmentation) de différents organes ou tissus du corps animal et plus particulièrement du corps humain, de façon permanente ou temporaire. Par définition, les implants selon l’invention sont aptes au contact avec des fluides vivants ou tissus du vivant. Ils sont en particulier destinés à être implantés sous la peau, ou encore sur la peau notamment pour la régénération et/ou la cicatrisation de la peau.
Les implants de l’invention sont donc des substituts ou ajouts, venant en remplacement et/ou augmentation et/ou renforcement, de tissus mous ou souples, et parfois élastiques. Ils permettent préférentiellement de remplacer entièrement ou partiellement, d’augmenter, ou de renforcer des tissus conjonctifs, de la peau, des tissus adipeux.
Les implants selon l’invention sont donc destinés à la fois à la chirurgie plastique, reconstructrice ou régénérative.
Tous les constituants des implants de l’invention décrits ci-après doivent répondre aux exigences réglementaires propres aux dispositifs destinés à être implantés, notamment en ce qui concerne les grades de pureté.
Les implants selon l’invention sont donc des implants corporels, tels que, par exemple, des implants mammaires, des implants pectoraux des implants fessiers, des implants faciaux ou tout autre implant permettant de combler la perte d’un volume de tissus. Selon un mode de réalisation particulièrement préféré, les implants de la présente invention sont des implants mammaires.
Les implants de l’invention peuvent être de grande dimension, à la fois en volume puisqu’ils peuvent notamment atteindre un volume de 0,05 mL à 3 L, et de préférence de 100 mL à 600 mL, mais également en taille, qui peut aller de 0,5x0, 5x0, 2 à 20x15x15, c’est-à-dire une taille comprise dans les gammes suivantes de longueur x largeur x épaisseur : longueur de 0,5 cm à 20 cm x largeur de 0,5 cm à 15 cm x épaisseur de 0,2 cm à 15 cm. Par exemple, la taille d’implants pour un comblement tissulaire n’excède généralement pas 20x15x15. Elle est de préférence de l’ordre de 12x12x3 ou 12x12x4 pour un implant mammaire. Ainsi, selon un mode de réalisation, les implants de l’invention ont un volume supérieur à 0.05 mL, et de préférence un volume de 0.05 mL à 3 L. Les implants peuvent être de toutes formes associées aux volumes mentionnés dans la présente description. Par exemple, les implants peuvent être sous forme de demi-sphères, de demi-gouttes, ou tout autre forme qui pourra être personnalisée selon le sujet.
Selon un mode de réalisation, les implants selon l’invention sont temporaires car ils sont résorbables du fait de leur composition, et disparaissent dans le temps après leur implantation dans le corps, en laissant à leur place des cellules et néo-tissus vascularisés naturellement par l’organisme vivant hôte. Ces implants temporaires sont donc plus précisément ceux qui peuvent être colonisés par les cellules de l’organisme hôte, notamment de par l’existence d’une porosité déterminée (à l’aide d’une valeur maximum) et/ou l’utilisation d’une matière constitutive de l’implant qui préserve la viabilité cellulaire et qui est propice à la prolifération cellulaire. Ces implants définissent donc un espace interne, une sorte de squelette/armature/ossature/matrice (ou « scaffold » en anglais) permettant la colonisation par des cellules, notamment les cellules de l’organisme receveur. Selon un mode de réalisation, les implants selon l’invention sont biodégradables du fait de leur composition, et sont donc adaptés à une implantation dans le corps animal, en particulier, le corps humain.
Selon un mode de réalisation, les implants selon l’invention comportent au moins une zone poreuse. Selon un mode de réalisation, ladite au moins une zone poreuse, c’est-à-dire la zone poreuse lorsqu’il n’y en a qu’une ou l’ensemble des zones poreuses lorsqu’il y en a plusieurs, représente, en volume, environ 5 % à 100 % de l’implant, préférentiellement environ 50 % à 100 % de l’implant, plus préférentiellement, environ 90 % à 100 % de l’implant. Selon un mode de réalisation, la zone poreuse ou l’ensemble des zones poreuses représentent plus de 90 % de l’implant. Selon un mode de réalisation, la zone poreuse ou l’ensemble des zones poreuses représentent environ 90 %, 91 %, 92 %, 93 %, 94 %, 95 %, 96 %, 97 %, 98 %, 99 % ou 100 % de l’implant.
Selon un mode de réalisation, la zone poreuse ou l’ensemble des zones poreuses représentent la totalité de l’implant. La porosité de la zone poreuse de l’implant est un paramètre clé à ajuster en fonction des tissus ou organes concernés qui sont notamment à remplacer et/ou augmenter. En effet, la porosité traduit l’espace vide présent dans la zone poreuse de l’implant qu’il est possible d’adapter afin d’apporter plus ou moins de matière et ainsi de conférer une certaine résistance mécanique se rapprochant au plus près de celle du tissu natif de la zone d’implantation.
La porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées sur chaque zone poreuse.
Dans le cadre de la présente invention, les implants sont caractérisés au niveau de leur structure par la porosité de la zone poreuse, exprimée ici de deux manières différentes mais corrélées et donc équivalentes ou alternatives : la taille de pore exprimée en micromètres et/ou le taux de remplissage en hydrogel exprimé en pourcentage (volume d’hydrogel / volume total de l’implant).
Selon un mode de réalisation, la zone poreuse comprend une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore.
Selon un mode de réalisation, pour un tissu mou, une taille de pore globale importante dans la zone poreuse de l’implant, de l’ordre de 1000 mhi à 10000 mhi, notamment de 1000 mhi à 5000 mhi, et/ou un taux de remplissage de la zone poreuse de l’implant, de 5 % à 50 % sera préféré(e), car l’implant résultant, contenant moins de matière, sera plus souple. De préférence, la zone poreuse de l’implant aura un taux de remplissage de 5 % à 50 %, et de manière encore préférée, de 15 % à 50 %.
Selon un mode de réalisation, pour des tissus rigides, une taille de pore globale faible dans la zone poreuse de l’implant, notamment inférieure à 1000 mhi, et/ou un taux de remplissage de la zone poreuse de l’implant, de 50 % à 99 %, notamment de 50 % à 95 %, sera préféré(e) car il va conférer audit implant une haute résistance mécanique pour des tissus rigides. De préférence, la zone poreuse de l’implant aura un taux de remplissage de 50 % à 99 %, et de manière encore préférée, de 50 % à 90 %. De plus, la taille de pore peut être adaptée en fonction des différents types cellulaires présents dans le tissu. A nouveau, un environnement dense et peu poreux, avec une taille de pore de l’implant, en particulier inférieure à 1000 mhi et/ou un taux de remplissage important de l’implant, de 50 % à 99 %, notamment de 50 % à 95 %, sera alors préféré pour des cellules type ostéoblastes évoluant dans une matrice très rigide, tandis qu’un environnement souple et plus poreux, avec une taille de pore de l’implant, située notamment entre 1000 mhi à 5000 mhi et/ou un taux de remplissage de l’implant, de 5 % à 50 %, favorisera la survie, la prolifération et le métabolisme de cellules type fîbroblastes et adipocytes évoluant dans une matrice souple. Enfin, le choix de la taille de pore permet d’ajuster le temps de dégradation de l’implant dans l’organisme. Un implant ayant des pores de petite taille, notamment inférieure à 1000 mhi, et/ou dont le taux de remplissage est de 50 % à 99 %, notamment de 50 % à 95 %, sera composé de plus de matière, la dégradation totale sera alors plus ou moins longue en fonction de la dimension de l’implant. Plus on souhaite, au contraire, une dégradation rapide de l’implant, par exemple inférieure à 12 mois, plus on préférera des pores de grande taille dans l’implant, notamment compris entre 1000 pm et 5000 mhi et/ou un taux de remplissage de l’implant, de 5 % à 50 %.
Lorsque les implants selon l’invention sont préparés à l’aide d’une technique d’impression 3D, les tailles de pore telles que renseignées ci-dessus correspondent à la longueur entre les filaments d’hydrogel déposé, et en particulier à la distance de vide entre ces filaments.
C’est ainsi que la présente divulgation se rapporte un implant corporel tridimensionnel qui comprend un hydrogel comprenant de l’alginate réticulé et de la gélatine réticulée, caractérisé en ce que ledit hydrogel possède une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa et que ledit implant comporte au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale d’au plus 5000 pm.
La présente invention concerne également un implant corporel tridimensionnel qui comprend un hydrogel comprenant de l’alginate réticulé et de la gélatine réticulée, caractérisé en ce que ledit hydrogel possède une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa et que ledit implant comporte au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun un taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale comprise entre 100 mhi et 10000 mhi, notamment d’au plus 5000 pm, la porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées sur la zone poreuse.
L’hydrogel possède une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa.
Les implants selon l’invention, au vu de leurs constituants et de leur structure, présentent de préférence une résistance mécanique apparente de lO kPa à 800 kPa, de manière encore préférentielle de 10 kPa à 300 kPa, ou de manière encore préférentielle de 50 kPa à 300 kPa.
Les implants de l’invention présentent par conséquent des propriétés mécaniques qui sont semblables à celles de tissus natifs que l’on cherche à remplacer ou augmenter.
Pour exemples, les résistances mécaniques moyennes de différents tissus natifs sont mentionnées dans le Tableau 1 ci-dessous (comme décrit par Guimaràes C. et al., Nature Reviews Materials volume 5, pages 351-370 (2020)) :
TABLE 1
Figure imgf000013_0001
Figure imgf000014_0001
La résistance mécanique dont il est question ici peut aussi être dénommée élasticité ou module d’Young. Par élasticité ou module d’Young, on entend le module d’élasticité longitudinale ou module de traction qui est la constante qui relie la contrainte de traction (ou de compression) et le début de la déformation d'un matériau élastique isotrope.
Le module d’Young est donc la contrainte mécanique engendrant un allongement de 100 % de la longueur initiale d'un matériau, c’est-à-dire un doublement de sa longueur.
Ce module d’Young est régi par la loi de Hooke : s = E e , où : s est la contrainte mécanique (en unité de pression) ; E est le module d’Young (en unité de pression) ; e est l’allongement relatif ou déformation (adimensionnel) ; (c = ( - fo/fo; fo étant la longueur initiale et i celle après déformation).
Outre la résistance mécanique singulière conférée par leurs constituants, les implants de la présente invention possèdent au moins une zone poreuse comprenant une multitude de pores ayant chacun une taille de pore.
Selon un mode de réalisation, la zone poreuse présente une porosité globale d’au plus 10000 pm. Selon un mode de réalisation, la zone poreuse présente une porosité globale d’au plus 5000 pm.
La zone poreuse peut présenter une porosité globale d’au moins 10 micromètres, par exemple d’au moins 50 micromètres. Selon un mode de réalisation, la zone poreuse présente une porosité globale d’au moins 100 micromètres, et de manière encore préférée d’au moins 500 micromètres.
Ainsi, selon un mode de réalisation, la porosité globale de la zone poreuse des implants selon l’invention peut aller de 10 micromètres à 1000 micromètres, ou bien de 20 micromètres à 1000 micromètres ou bien encore de 1000 micromètres à 5000 micromètres.
Ainsi, selon un mode de réalisation, la porosité globale de la zone poreuse des implants selon l’invention peut aller de 100 micromètres à 10000 micromètres, de préférence de 500 micromètres à 2500 micromètres, de préférence encore de 500 micromètres à
1000 micromètres ou bien de 1000 micromètres à 2500 micromètres ou bien encore de 2500 micromètres à 5000 micromètres.
Sur ce point, les implants selon l’invention peuvent présenter une pluralité de zones poreuses, lesdites zones poreuses pouvant avoir des tailles de pore différentes au sein de leur structure tridimensionnelle, par exemple sous la forme d’un gradient de porosité réparti sur l’implant. Les zones poreuses se succèdent alors selon une direction de gradient en suivant un ordre choisi parmi un ordre croissant et un ordre décroissant des tailles de pore. Un gradient de tailles de pore permet, par exemple, une sélection des types cellulaires colonisant l’implant. Dans un mode de réalisation, les implants selon la présente invention comprennent une pluralité de zones poreuses. Dans un mode de réalisation, les implants selon la présente invention comprennent au moins deux zones poreuses, de préférence trois zones poreuses, de tailles de pore différentes, par exemple sous la forme d’un gradient de porosité, chaque zone poreuse ayant une taille de pore globale définie. Ceci permet, par exemple, de définir des zones plus ou moins rigides en fonction du type tissulaire à régénérer ou en contact avec l’implant dans l’organisme hôte. Les zones poreuses peuvent également comprendre des formes de pores différentes.
Selon un mode de réalisation, les tailles de pore desdites zones poreuses vont, de préférence, de 100 micromètres à 7000 micromètres, notamment de 100 micromètres à 3000 micromètres.
Pour produire un implant ayant différentes zones de taille de pore, par exemple sous la forme d’un gradient de porosité, ces zones peuvent être définies comme ayant chacune une sous-gamme de taille de pore, dès lors que la taille des pores obtenue dans l’ensemble des zones poreuses reste dans une gamme allant de 100 micromètres à 10000 micromètres, et de préférence, de 100 micromètres à 3000 micromètres.
Selon un mode de réalisation, les sous-gammes de tailles de pore sont, de préférence, de l’ordre de 100 micromètres à 250 micromètres, 250 micromètres à 800 micromètres et 1000 micromètres à 2500 micromètres lorsque l’implant contient trois zones de tailles de pore différentes ou bien de l’ordre de 100 micromètres à 250 micromètres et 250 micromètres à 3000 micromètres lorsque l’implant ne contient que deux zones de tailles de pore différentes. Selon un mode de réalisation, ces sous-gammes constituent un gradient de 100 micromètres à 3000 micromètres. Selon un mode de réalisation, les sous-gammes de taille de pore sont de préférence de l’ordre de 500 micromètres à 2500 micromètres, 500 micromètres à 5000 micromètres et 1000 micromètres à 10000 micromètres lorsque l’implant contient trois zones de taille de pores différentes ou bien de l’ordre de 500 micromètres à 5000 micromètres et 1000 micromètres à 10000 micromètres lorsque l’implant ne contient que deux zones de taille de pore différentes.
L’architecture des implants selon l’invention peut se décomposer en 3 zones distinctes.
Une base de l’implant (5 % à 40 % du volume total de l’implant, de préférence 20 % à 40 %) est de préférence placée directement au contact du tissu musculaire, et possède une taille de pore intermédiaire (500 micromètres à 5000 micromètres, notamment 250 micromètres à 800 micromètres) favorisant la colonisation par des cellules endothéliales et les structures vasculaires environnantes. Les cellules endothéliales vont aisément migrer à travers cette taille de pore et s’organiser en structures vasculaires/micro vasculaires permettant la néo vascularisation de l’implant et ainsi une meilleure intégration avec les tissus adjacents. La vascularisation aisée de la structure permet également de limiter les risques de nécroses des tissus ayant colonisé l’implant.
Un cœur de l’implant (20 % à 70 % du volume total de l’implant, de préférence 30 % à 50 %) n’est pas en contact direct avec les tissus hôtes de la zone d’implantation. Cette zone possède une taille de pore fine (500 micromètres à 2500 micromètres, notamment 100 micromètres à 250 micromètres), et a un rôle de support de la régénération tissulaire. Cette zone est composée de plus de matière que les autres zones, la biodégradation dans l’organisme se fera donc plus lentement afin de procurer aux cellules une matrice de support pour proliférer.
Une coque de l’implant (5 % à 40 % du volume total de l’implant, de préférence 10 % à 40 %) est de préférence placée de manière à être la première partie en contact en cas de chocs et/ou de contraintes de compression. La coque possède une taille de pore large (1000 micromètres à 10000 micromètres, notamment 1000 micromètres à 2500 micromètres) permettant la migration aisée des cellules vers le cœur de l’implant. Cette coque a un rôle de protection mécanique pour le cœur de l’implant. Les sous-gammes de taille de pore peuvent être combinées pour constituer un gradient dont la taille de pore dans l’ensemble des zones poreuses évolue entre 100 micromètres à 10000 micromètres. Le gradient évolue de préférence de 500 pm à 7000mhi.
Lorsque les implants de l’invention peuvent être préparés à l’aide d’une technique de fabrication additive, notamment d’impression 3D, notamment par extrusion de matière viscoélastique, l’existence de pores dans les implants peut alors être associée à une structure tridimensionnelle sous forme de « lattices » (maillage), de préférence gyroïdes, cubiques ou hexagonales planes, dont la taille dans le plan XY est donnée par la taille de pore et la hauteur par le diamètre du filament d’impression, et notamment de 200 micromètres à 1500 micromètres, de préférence de 200 micromètres à 1000 micromètres. Ainsi, selon un mode de réalisation, les pores de la ou des zone(s) poreuse(s) ont une forme gyroïde, cubique ou hexagonale plane. Selon un mode de réalisation, les pores de la ou des zone(s) poreuse(s) ont une forme identique entre eux au sein de chaque zone poreuse.
Les pores de chacune des zones poreuses peuvent présenter des tailles de pore homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les unes des autres.
Selon un mode de réalisation, les pores sont répartis de manière homogène, régulière, c’est-à-dire situés à équidistance les uns des autres, dans l’intégralité du volume de la ou les zone(s) poreuse(s). Plus particulièrement, les pores de la zone poreuse peuvent s’étendre selon des axes centraux présentant respectivement des orientations homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 20° les unes par rapport aux autres. Les axes centraux des pores de la zone poreuse peuvent être agencés avec des écartements homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les uns par rapport aux autres.
De plus, les pores de la zone poreuse peuvent présenter respectivement des géométries homogènes, c’est-à-dire dont les contours sont superposables avec plus de 50% de portions confondues ou parallèles.
Les pores de la zone poreuse peuvent être séparés les uns des autres par des cordons de matière présentant respectivement des épaisseurs homogènes, c ’ est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les unes par rapport aux autres.
Dans une zone poreuse de taille et de forme de pores définies, l'organisation des pores est caractérisée par la répétition d’un même motif, un motif étant composé d’une ou plusieurs mailles, via la translation de ce même motif selon au moins une direction de l’espace. Selon un mode de réalisation, les implants selon l’invention comportent, en outre, une ou plusieurs zone(s) non poreuse(s), dites zones pleines.
Selon un mode de réalisation, les zones pleines sont des zones ayant un taux de remplissage supérieur à 99%, notamment de 100 % (taille de pore de 0 mhi), ce qui peut notamment être obtenu en utilisant une technique de fabrication telle que le moulage par exemple.
Selon un mode de réalisation, la zone non poreuse représente, en volume, environ 0 % à 50% de l’implant, préférentiellement environ 0 % à 25% de l’implant, préférentiellement environ 0 % à 10% de l’implant. Selon un mode de réalisation, la zone non poreuse représente moins de 10 % de l’implant. Selon un mode de réalisation, la zone non poreuse représente 0 %, 1 %, 2 %, 3 %, 4 %, 5 %, 6 %, 7 %, 8 %, 9 % ou 10 % de l’implant.
Un ou plusieurs périmètres (structure pleine entourant l’intégralité de la périphérie de l’implant) peuvent être également présents dans la structure sur une ou plusieurs couches d’épaisseur. Cet ajout permet de limiter les phénomènes d’irritation et d’inflammation dans l’organisme pouvant éventuellement survenir dans le cas d’un effritement des bords de l’implant.
Des zones pleines formant des canaux traversant l’implant peuvent également être présentes dans la structure afin de conférer une résistance mécanique supplémentaire à l’implant. Ces canaux ont un rôle de renfort mécanique de la structure. Dans le cadre de la reconstruction mammaire, ces canaux sont largement inspirés des ligaments de Cooper dans une optique de biomimétisme.
La porosité et la structure particulières de l’implant permettent ainsi la vascularisation des tissus néoformés et/ou greffés, favorise la diffusion des nutriments et métabolites, procure un support et un environnement mécanique adapté pour les cellules, créant ainsi un environnement favorable à la colonisation et la régénération tissulaire en limitant les phénomènes d’ischémie et de nécrose des tissus néoformés et/ou greffés.
L’implant peut également comprendre une zone de vide, c’est à dire un volume avec un taux de remplissage égal à 0. Selon un mode de réalisation, la zone de vide représente, en volume, environ 0 % à 25% de l’implant, préférentiellement environ 0 % à 10% de l’implant.
Selon un mode de réalisation, cette zone de vide permet l’injection de cellules issues du sujet lors de l’implantation de l’implant chez ledit sujet. Ces cellules vont ainsi pouvoir coloniser l’implant. Dans un mode de réalisation, la présente invention concerne un implant, notamment un implant mammaire, qui comporte une zone poreuse. Selon un mode de réalisation, ladite zone poreuse représente la totalité de l’implant.
Dans un mode de réalisation, la présente invention concerne un implant, notamment un implant mammaire, qui comporte une zone poreuse et une zone non poreuse, telle que, par exemple, un périmètre tel que défini précédemment. Selon un mode de réalisation, ladite zone poreuse représente, en volume, plus de 90 % de l’implant. Selon un mode de réalisation, ladite zone non poreuse, représente, en volume, moins de 10 % de l’implant. Dans un mode de réalisation, la présente invention concerne un implant, notamment un implant mammaire, qui comporte deux zones poreuses. Dans un mode de réalisation, la présente invention concerne un implant, notamment un implant mammaire, qui comporte trois zones poreuses. Selon un mode de réalisation, ledit implant comprend, en outre, une zone non poreuse, telle que, par exemple, un périmètre tel que défini précédemment.
Dans un mode de réalisation, la présente invention concerne un implant, et notamment un implant mammaire, qui présente différentes tailles de pore réparties sur trois zones, par exemple sous forme d’un gradient de porosité, tel que mentionné ci-dessous dans le Tableau 2 et illustré sur la FIG. 1. TABLEAU 2
Figure imgf000020_0001
Les implants selon la présente invention présentent des avantages tout particuliers dans le cadre de la reconstruction mammaire, puisque les implants doivent être suffisamment résistants pour supporter des contraintes de compression élevées sur cette zone anatomique qui est très régulièrement soumise à ce type de contrainte. Du fait de leurs caractéristiques mécaniques, notamment l’élasticité et la souplesse, les implants de l’invention permettent de produire moins de contraintes mécaniques sur les tissus de l’hôte en contact direct, et ainsi de diminuer les phénomènes d’inflammation.
Différentes méthodes bien connues de l’homme du métier peuvent être utilisées pour mesurer la taille de pore. Parmi elles, on peut notamment citer la microscopie optique et la microscopie électronique. Le volume vide de l’implant (inverse du taux de remplissage) peut être mesuré par la pesée (utilisation de la densité du matériau), le déplacement de volume (méthode Archimède), etc.
De préférence dans le cadre de la présente invention, les gammes renseignées ici correspondent à une mesure de la taille de pore par microscopie optique. Ainsi, selon un mode de réalisation, la porosité ou la taille de pore est mesurée par microscopie optique. Selon un mode de réalisation, la porosité ou la taille de pore est mesurée par microscopie électronique.
La caractéristique de porosité des zones poreuses des implants de l’invention peut également être exprimée par le taux de remplissage de la structure de l’implant en hydrogel, puisque la variation du taux de remplissage permet d’agir sur la porosité des implants et inversement. Ce taux de remplissage peut, par exemple, être obtenu par la mesure du volume de l’implant et la mesure du volume vide.
Comme montré dans les exemples, les paramètres de remplissage choisis permettent d’obtenir une gamme donnée de tailles de pore. Réciproquement, une gamme donnée de tailles de pore est corrélée à des paramètres de remplissage particuliers.
Les implants de l’invention peuvent avoir un taux de remplissage en hydrogel allant de 5 % à 99 % du volume total de l’implant. Moins l’implant est rempli (taux de remplissage inférieur à 50 %), plus il sera souple, ce qui permet d’ajuster le rapport souplesse/fermeté, en fonction de sa destination dans le corps. A l’inverse, plus l’implant est rempli (taux de remplissage supérieur à 50 %), plus il sera rigide.
La porosité des implants de l’invention favorise la colonisation par des cellules. La structure tridimensionnelle, associée à une taille de pore ou à un taux de remplissage variable, permet ainsi d’obtenir des implants contenant de multiples cavités, qui peuvent être colonisées, une fois l’implant mis en place, par des cellules/tissus de l’organisme hôte qui peuvent ensuite proliférer et se différencier in situ.
La structure tridimensionnelle ainsi que les propriétés mécaniques particulièrement avantageuses des implants selon l’invention sont maintenues après stérilisation, et notamment par irradiation ou par plasma. Différentes méthodes bien connues de l’homme du métier peuvent être utilisées pour mesurer la résistance mécanique des implants, telles que l’analyse mécanique dynamique (DMA) ou des essais de compressions, traction et/ou flexion. Des exemples de méthodes pour mesurer la résistance mécanique des implants sont décrits dans les exemples. Selon un mode de réalisation, la résistance mécanique des implants est mesurée par l’analyse mécanique dynamique (DMA). Selon un mode de réalisation, la résistance mécanique des implants est mesurée par des essais de compression, traction et/ou flexion.
Comme mentionné, les principaux constituants des implants selon l’invention sont d’origine naturelle. L’alginate est un polysaccharide linéaire extrait d’algues marines, principalement de l’espèce d’algue brune Phaeophyceae. Ce polymère biocompatible est composé de blocs homopolymériques d’acide 1,4 b -D mannuronique (M) et de son épimère l’acide C-5 a- L guluronique (G). Ce biopolymère est constitué de séquences de M-blocs, de G-blocs, intercalées avec des séquences de MG-blocs. Seules les unités G semblent intervenir dans le « cross-linking » (la réticulation) intermoléculaire lors de la polymérisation. L’alginate de sodium est largement utilisé en tant qu’hydrogel.
Concernant l’alginate, et d’après ce qui est mentionné ci-dessus, un alginate enrichi en unité M sera plus flexible car la chaîne aura une configuration plus linéaire, tandis qu’un gel contenant plus d’unités G sera plus rigide car plus polymérisé. Dans le cadre de la présente invention, l’alginate utilisé a, par exemple, un ratio M/G compris entre 1 et 2, notamment entre 1 et 1,9 ou entre 1 et 1,5. Dans le cadre de la présente invention, l’alginate utilisé a, par exemple, un ratio M/G de 1,9.
De préférence, la gélatine contenue dans l’hydrogel est de type A.
La gélatine est une macromolécule dérivée du collagène qui contient des séquences bioactives comme le motif RGD (arginine-glycine-acide aspartique) pour l’adhésion cellulaire. Elle est obtenue par dénaturation de la structure en triple hélice native du collagène via un traitement acide (gélatine type A), ou alcalin (gélatine type B). La composition en acides aminés de la gélatine est similaire mais différente de celle du collagène suite à la dénaturation (déamination de la glutamine en acide glutamique dans le processus de fabrication de la gélatine de type B). La structure de la gélatine change pendant la gélification.
La préparation d’hydrogels est bien connue dans l’art (E.M. Ahmed ; Journal of Advanced Research, 2015, 6, 105-121), ainsi que la polymérisation et réticulation de l’alginate et de la gélatine (Chen Q, Tian X, Fan J, Tong H, Ao Q, Wang X. An Interpenetrating Alginate/Gelatin Network for Three-Dimensional (3D) Cell Cultures and Organ Bioprinting. Molécules. 2020;25(3):756.)).
De préférence, l’alginate est réticulé à l’aide d’un agent de réticulation choisi parmi les cations divalents, en particulier non-toxiques. Selon un mode de réalisation, le cation divalent est choisi parmi le groupe comprenant ou constitué de calcium, strontium, baryum, zinc, cuivre, fer et nickel. Selon un mode de réalisation, le cation divalent est sélectionné parmi le groupe comprenant ou constitué du calcium, strontium et baryum. De préférence le cation divalent est le calcium. De préférence, la gélatine est réticulée à l’aide de toute méthode enzymatique, physique telle que la lumière UV, ou chimique, et en particulier par une méthode enzymatique réalisée à l’aide d’un agent capable de former des liaisons covalentes entre les résidus lysine et glutamine, et de manière tout particulièrement préférée par une transglutaminase. L'enzyme transglutaminase (T AG), est une aminoacyltransférase extracellulaire. C’est une protéine monomérique qui comporte un seul résidu catalytique cystéine (site actif). Dans le cadre de l’invention, la gélatine de l’hydrogel est de préférence réticulée avec une transglutaminase de type 2. Cette TAG est notamment produite commercialement en tant que protéine microbienne recombinante par la fermentation du microorganisme Streptoverticillium moboarense.
Selon la présente invention, l’alginate et la gélatine qui sont dans l’hydrogel qui est compris dans l’implant sont réticulés, c’est-à-dire transformés à partir d'un polymère linéaire en un polymère tridimensionnel grâce à l’action d’un agent de réticulation parmi ceux mentionnés ci-dessus. Dans un mode de réalisation particulièrement préféré, l’implant selon l’invention comprend un hydrogel comprenant de 0,5 % à 3 % d’alginate et de 1 % à 17,5 % de gélatine, et de manière encore plus préférée de 1 % à 2,5 % d’alginate et de 2 % à 10 % de gélatine. Avantageusement, l’hydrogel comprend 2 % d’alginate et 5 % de gélatine. Sauf indication contraire, les pourcentages mentionnés dans la présente description sont exprimés en masse/volume et relatifs à la composition totale.
De manière préférée, dans l’hydrogel des implants de l’invention, l’alginate et la gélatine réticulés sont présents dans un ratio massique allant de 1:0,3 à 1:35, et tout particulièrement dans un ratio massique de 1 :2,5, respectivement. L’hydrogel des implants de l’invention peut également comprendre, en plus de l’alginate et de la gélatine, du fibrinogène également réticulé.
Le monomère de fibrinogène est composé de deux répétitions de trois chaînes a, b et g reliées par un domaine central E et de deux fïbrinopeptides A et B (FpA, FpB) reliant les chaînes a au domaine E. Il possède un nombre important de motifs d’adhésion cellulaire et permet ainsi un développement accru de cellules au sein de l’hydrogel.
Dans ce cas, l’hydrogel comprendra de préférence de 0,0001 % à 6 % de fibrinogène réticulé, et en particulier 2 % de fibrinogène réticulé.
Selon un mode de réalisation particulièrement préféré, l’hydrogel des implants de l’invention est composé d’alginate et de gélatine réticulés, ou encore d’alginate, de gélatine et de fibrinogène réticulés, sans autre constituant capable de former un gel.
De manière préférée, l’hydrogel des implants de la présente invention contient de l’alginate, de la gélatine et du fibrinogène réticulés dans un ratio massique allant de 1:0,3:0,00003 à 1:35:12, et tout particulièrement dans un ratio massique de 1:1:2, 5, respectivement. Fes implants de l’invention contiennent avantageusement de l’alginate, de la gélatine et optionnellement du fibrinogène en tant que constituants naturels de l’hydrogel. Néanmoins, d’autres composants naturels peuvent également être présents dans les implants de l’invention , parmi lesquels on peut notamment citer : la chitine, le chitosane, la cellulose, l’agarose, la chondroïtine sulfate, l’acide hyaluronique, le glycogène, l’amidon, le pullulane, la carraghénane, l’héparine, le collagène, l’albumine, la fibrine, la fibroïne, le dextrane, le xanthane, la gellane, tout composant extrait de matrice extracellulaire tel que collagènes, laminine, protéoglycanes type Matrigel, la gélatine méthacrylate type GelMa.
Selon un mode de réalisation, lesdits composants naturels sont présents à des concentrations variant de 0,001 % à 50 %, de préférence de 0.01 % à 25 %, ou encore de préférence de 0.1 % à 10 %. Outre les constituants d’origine naturelle, et en particulier ceux listés ci-dessus, les implants de la présente invention peuvent également contenir des composants synthétiques, tels que polyoléfïnes (PE, PP, PTFE, PVC), silicone (PDMS), polyacrylates (PMMA, pHEMA), polyester (PET, dacron, PGA, PLLA, PLA, PDLA, PDO, PCL), polyéthers (PEEK, PES), polyamides, polyuréthanes, PEG, pluronic F127. Selon un mode de réalisation, lesdits composants synthétiques sont présents à des concentrations variant de 0,001 % à 50%, de préférence de 0.01 % à 25%, ou encore de préférence de 0.1% à 10%.
Des fibres textiles d’origine naturelle ou synthétique peuvent également être présentes dans la composition des implants. Des exemples de fibres d’origine naturelle incluent, de façon non limitative, les fibres de cellulose.
Des exemples de fibres d’origine synthétique incluent, de façon non limitative, les fibres de polyester, les fibres de nylon, les fibres de polyéthylène, les fibres de polypropylène, et les fibres acryliques. Selon un mode de réalisation, lesdites fibres sont présentes à une concentration inférieure à 20 %, de préférence inférieure à 10 %, de préférence inférieure à 5 %. Selon un mode de réalisation, les implants de l’invention ne comportent pas de fibres, qu’elles soient d’origine naturelle ou synthétique. Les implants selon l’invention sont acellulaires, c’est-à-dire qu’ils sont exempts de toute cellule, et notamment de toute cellule vivante, lors de leur fabrication. Néanmoins, les implants de l’invention peuvent tout à fait être colonisés par des cellules vivantes, postérieurement à leur fabrication, ce qui permet à la fois de s’affranchir d’éventuelles contraintes de fabrication liées à la préservation de la survie, de la prolifération et/ou de la différenciation cellulaire, et de procéder à une colonisation in vitro de l’implant une fois fabriqué mais avant son implantation dans l’organisme hôte pour optimiser son intégration.
Des exemples de modes de réalisation particuliers d’implants selon l’invention sont donc des implants comprenant :
- un hydrogel constitué uniquement d’alginate et de gélatine, sans fibrinogène ;
- un hydrogel constitué d’alginate, de gélatine et de fibrinogène ;
- un hydrogel constitué d’alginate, de gélatine et de collagène ;
- un hydrogel constitué d’alginate, de gélatine, de collagène et de fibrinogène. Les modes de réalisation tout particulièrement préférés dans le cadre de l’invention concernent les implants définis dans le tableau 3 suivant :
Tableau 3
Figure imgf000027_0001
Selon un mode de réalisation, les implants de l’invention sont obtenus par un procédé de fabrication au cours duquel Talginate et la gélatine sont consolidés par réticulation avec au moins un cation divalent, de préférence le calcium, et de la transglutaminase.
Selon un mode de réalisation, ladite consolidation se fait de façon séquentielle, c’est-à- dire que les agents réticulants mentionnés ci-dessus ne sont pas ajoutés en même temps lors de la consolidation. Selon un mode de réalisation, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium, puis avec une solution comprenant de la transglutaminase. Selon un autre mode de réalisation, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant de la transglutaminase, puis avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium.
Selon un mode de réalisation, ladite consolidation se fait de façon concomitante, c’est-à- dire que les agents réticulants mentionnés ci-dessus sont ajoutés en même temps lors de la consolidation.
Dans un mode de réalisation particulièrement avantageux, les implants de l’invention sont obtenus par un procédé de fabrication au cours duquel l’alginate et la gélatine sont consolidés par réticulation à l’aide d’une solution comprenant au moins un cation divalent, de préférence le calcium, et de la transglutaminase.
Dans le cadre de la présente invention, ladite solution peut être obtenue par des procédés alternatifs mais néanmoins équivalents. La solution de consolidation peut être obtenue par ajout des différents éléments, i.e. au moins un cation divalent, préférentiellement du calcium, et de la transglutaminase, dans une même solution, ou bien par mélange d’au moins deux solutions : une solution comprenant au moins un cation divalent, préférentiellement du calcium, et une solution comprenant au moins de la transglutaminase. Selon un mode de réalisation, lors de la consolidation, la mise en contact de l’hydrogel avec la ou les solution(s) mentionnée(s) ci-dessus est réalisée par immersion, au cours de laquelle l’hydrogel est immergé dans l’intégralité de la ou des solution(s) mentionnée(s) ci-dessus. Elle peut également être réalisée par imbibition, par pulvérisation, à l’aide d’un système de goutte à goutte, de ruissellement, ou similaire. Par exemple, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution de consolidation comprenant au moins un cation divalent, préférentiellement du calcium, et de la transglutaminase. Lors de cette consolidation, la mise en contact de l’hydrogel avec la solution de consolidation peut être réalisée par immersion, au cours de laquelle l’hydrogel est immergé dans son intégralité dans la solution de consolidation. Elle peut également être réalisée par imbibition, par pulvérisation, à l’aide d’un système de goutte à goutte, de ruissellement, ou similaire.
Lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, la consolidation comprend, en outre, la réticulation du fibrinogène avec de la thrombine. Cette réticulation peut se faire de manière séquentielle avec la réticulation de l’alginate et de la gélatine ( e.g . avant ou après la réticulation de l’alginate et de la gélatine) ou de façon concomitante.
Selon un mode de réalisation, lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium, puis avec une solution comprenant de la transglutaminase, puis avec une solution comprenant de la thrombine.
Selon un mode de réalisation, lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium, puis avec une solution comprenant de la thrombine, puis avec une solution comprenant de la transglutaminase.
Selon un mode de réalisation, lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant de la transglutaminase, puis avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium, puis avec une solution comprenant de la thrombine. Selon un mode de réalisation, lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant de la transglutaminase, puis avec une solution comprenant de la thrombine, puis avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium.
Selon un mode de réalisation, lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant de la thrombine, puis avec une solution comprenant de la transglutaminase, puis avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium. Selon un mode de réalisation, lorsque G hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, l’hydrogel une fois préparé est mis en contact avec une solution comprenant de la thrombine, puis avec une solution comprenant un cation divalent, de préférence le calcium, puis avec une solution comprenant de la transglutaminase. Selon un mode de réalisation, lorsque l’hydrogel contient du fibrinogène en plus de l’alginate et de la gélatine, la solution de consolidation comprend au moins un cation divalent, de préférence le calcium, de la transglutaminase, et de la thrombine.
Selon un mode de réalisation préféré, les implants de l’invention sont obtenus par un procédé de fabrication au cours duquel l’étape de consolidation qui consiste à mettre en contact l’hydrogel avec la ou les solution(s) de consolidation, est réalisée à une température allant de 15°C à 40°C, et de préférence de 20°C à 40°C et de manière encore plus préférée de 21°C à 37°C. Selon un autre mode de réalisation préféré, mais qui peut également être combiné à celui qui précède concernant les conditions de température, les implants de l’invention sont obtenus par un procédé de fabrication au cours duquel l’étape de consolidation qui consiste à mettre en contact G hydrogel avec la ou les solution(s) de consolidation, est réalisée pendant une durée allant de 10 minutes à 6 h, notamment de 30 minutes à 6 h, et idéalement pendant lh à 3h. Ainsi, selon un mode de réalisation avantageux, les implants de l’invention sont obtenus par un procédé de fabrication au cours duquel l’étape de consolidation est réalisée à 37°C pendant lh30. Selon un mode de réalisation, l’hydrogel est mis en forme préalablement à sa consolidation.
Les implants de la présente invention peuvent être fabriqués et mis en forme simultanément, notamment par tout procédé de structuration en volume (3D notamment), et en particulier par ajout ou agglomération de matière par empilement de couches ou dépôt successifs. Ainsi, selon un mode de réalisation, l’implant de l’invention est obtenu par un procédé de fabrication additive.
Parmi ces procédés, on peut notamment citer les méthodes par injection, par extrusion, et notamment le moulage, l’impression 3D. Ainsi, selon un mode de réalisation, l’implant de l’invention est obtenu par extrusion de matière, préférentiellement l’impression 3D. L’implant peut alors être constitué d’une pluralité de couches présentant chacune un maillage constitué d’une pluralité de mailles, les couches étant empilées les unes sur les autres de telle manière que les mailles forment les pores. Selon un mode de réalisation, ledit implant est constitué d’un nombre de couches compris entre 2 et 3000. Conformément aux caractéristiques précitées des pores, les mailles de chaque couche peuvent présenter des tailles de maille homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les unes des autres.
En outre, les mailles de chaque couche peuvent être distribuées de manière homogène, c’est-à-dire régulière. Plus particulièrement, les mailles de chaque couche peuvent s’étendre autour d’axes de maille centraux présentant respectivement des orientations homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 20° les unes par rapport aux autres. Les axes de maille centraux des mailles de chaque couche peuvent être agencés avec des écartements homogènes, c’est-à-dire ne différant pas de plus de 15 % les uns par rapport aux autres. Les mailles de chaque couche peuvent présenter respectivement des géométries homogènes, c’est-à-dire dont les contours sont superposables avec plus de 50% de portions confondues ou parallèles.
Les mailles de chaque couche peuvent être séparées les unes des autres par des cordons de matière présentant respectivement des épaisseurs homogènes, c’est-à dire ne différant pas de plus de 15 % les unes des autres.
En particulier, la personne du métier veillera à choisir un procédé qui permette la mise en forme de matériaux à haute viscosité, puisqu’un hydrogel constitué uniquement d’alginate et de gélatine peut présenter une viscosité allant de 50 Pa.s à 6000 Pa.s., pour une mesure à une température de 5°C à 45°C. Dans le cadre de l’invention, les implants sont de préférence obtenus par un procédé d’impression 3D. Cette technique permet également de pouvoir donner une forme adéquate à l’implant. En effet, comme indiqué précédemment, les implants selon l’invention possèdent des propriétés mécaniques avantageuses, et tout particulièrement adaptées à leur destination.
Par cette technique, l’implant peut être « modelé » pour correspondre à la physionomie et/ou aux souhaits de l’hôte. Les implants de l’invention fournissent donc des solutions structurées « sur mesure » dont les dimensions et/ou le remplissage/porosité sont défini(e)s au regard des besoins du corps hôte destiné à recevoir l’implant corporel et du rôle/de la fonction qu’il devra jouer dans cet organisme receveur.
Ainsi, la présente invention se rapporte également à un implant corporel tridimensionnel susceptible d’être obtenu par un procédé de fabrication tel que décrit ci-dessus. En particulier, l’implant corporel est susceptible d’être obtenu par un procédé de fabrication comprenant successivement :
- une étape de préparation d’un hydrogel comprenant de la gélatine et de l’alginate,
- une étape de mise en forme tridimensionnelle de l’hydrogel de manière à former au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale comprise entre 100 pm et 10000 pm, la porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées dans la zone poreuse, ladite étape de mise en forme pouvant, par exemple, comprendre la mise en œuvre d’un procédé de fabrication additive, notamment d’impression 3D, et - une étape de réticulation de l’hydrogel avec au moins un cation divalent, de préférence du calcium, et de la transglutaminase, ledit hydrogel possédant une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa.
Ce procédé peut comprendre, en outre, une étape de stérilisation.
Selon des dispositions particulières, la divulgation se rapporte également à un implant pouvant présenter une ou plusieurs des caractéristiques suivantes :
- un implant corporel tridimensionnel pouvant présenter une porosité globale d’au plus 5000 LHTI et comprend un hydrogel comprenant de l’alginate réticulé et de la gélatine réticulée, ledit hydrogel possédant une résistance mécanique, encore nommée ici élasticité ou module d’Young, de 1 kPa à 1000 kPa, - un implant corporel tridimensionnel pouvant présenter des zones de porosités différentes au sein de leur structure tridimensionnelle, notamment sous la forme d’un gradient réparti sur plus d’une zone de l’implant,
- un implant corporel tridimensionnel pouvant également contenir du fibrinogène réticulé, - un implant corporel tridimensionnel pouvant être un implant mammaire qui, de préférence, présente au moins deux zones, et notamment trois, chacune de porosité différente,
- un implant corporel tridimensionnel pouvant comprendre un hydrogel comprenant de la gélatine réticulée et de l’alginate réticulé, ledit hydrogel possédant une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa et ledit implant présentant une porosité globale d’au plus 5000 pm,
- la gélatine pouvant être réticulée par une enzyme, de préférence une transglutaminase,
- un implant corporel tridimensionnel pouvant présenter un gradient de porosité réparti sur plus d’une zone de l’implant, - un implant corporel tridimensionnel pouvant posséder un volume compris dans une gamme allant de 0,05 mL à 3 L, de préférence de 100 mL à 600 mL,
- un implant corporel tridimensionnel pouvant être un implant mammaire,
- l’hydrogel de l’implant pouvant comprendre de 0,5 % à 3 % d’alginate et de 1 % à 17,5 % de gélatine, - l’hydrogel de l’implant pouvant comprendre en outre du fibrinogène réticulé, et de préférence de 0,0001 % à 6 % de fibrinogène,
- un implant corporel tridimensionnel pouvant être obtenu par un procédé qui comprend une étape de réticulation de l’hydrogel réalisée à l’aide d’une solution contenant un cation divalent, de préférence du calcium, et un agent capable de former des liaisons covalentes entre les résidus lysine et glutamine tel qu’une enzyme, de préférence une transglutaminase. - ladite solution pouvant comprendre en outre de la thrombine lorsque l’hydrogel comprend du fibrinogène,
- un implant corporel tridimensionnel pouvant être obtenu par un procédé d’impression 3D. L’invention concerne également un procédé de mise en œuvre de l’implant tel que décrit précédemment dans le cadre d’une chirurgie réparatrice ou esthétique, comprenant une étape d’implantation de l’implant dans le corps d’un sujet.
De préférence, ledit implant est un implant mammaire. Ladite invention concerne donc un procédé de reconstruction mammaire comprenant l’implantation chez un sujet qui en a besoin, d’un implant selon l’invention.
Ledit procédé peut comprendre, en outre, une étape d’injection de cellules, de préférence autologues, dans ledit implant avant son implantation chez le sujet.
Selon un mode de réalisation, le sujet est une femme. Selon un mode de réalisation, le sujet est une femme ayant subi une mastectomie.
BRÈVE DESCRIPTION DES FIGURES
D’autres caractéristiques, buts et avantages de l’invention ressortiront de la description qui suit, qui est purement illustrative et non limitative, et qui doit être lue en regard des dessins annexés sur lesquels : Figure 1 est une représentation schématique d’un implant selon l’invention, de type mammaire, qui possède un gradient de taille de pore réparti sur trois zones.
Figure 2 représente la comparaison du module d'Young (A) et de la viscosité (B) d’hydrogels AG et F AG qui constituent les implants selon l’invention.
Figure 3 représente la comparaison des modules d’Young E0 (Pa) d’un hydrogel AG dans lequel la gélatine est réticulée avec et sans transglutaminase et, conservé jusqu’à 7 jours à 37°C. Figure 4 représente la comparaison des modules d’Young E0 (Pa) d’un hydrogel AG et d’hydrogels commerciaux réticulés ou non avec la transglutaminase. * : Composé liquide à 37°C ; + : polymérisation visible mais rigidité du gel insuffisante à 37°C pour mesure DMA Figure 5 représente la viabilité et la croissance cellulaire mesurées de manière cinétique sur des hydrogels FAG et AG qui constituent les implants selon l’invention, et qui ont été colonisés in vitro par des fibroblastes, après leur fabrication.
Figure 6 représente la viabilité et la croissance cellulaire mesurées de manière cinétique sur des hydrogels FAG et AG qui constituent les implants selon l’invention, et qui ont été colonisés in vitro par des cellules souches du tissu adipeux, après leur fabrication.
Figure 7 représente l’activité métabolique d’implants AG selon l’invention à différents points de culture suite à leur colonisation in vitro par une fraction de tissu adipeux purifié, après leur fabrication.
Figure 8 représente les analyses histologiques par coloration Hématoxyline, Phloxine, Safran (HPS) d’implants AG selon l’invention après 2 jours (4 images de gauche) ou 7 jours (2 images de droite) d’incubation in vitro avec une fraction de tissu adipeux purifié, après leur fabrication (Haut : bords externes des matrices ; Bas : pores internes des matrices ; images prises en lumière blanche ; grossissementlOOX ; échelle 100 pm).
Figure 9 représente l’immunomarquage de la périlipine-1 et la coloration des noyaux cellulaires au Dapi, sur des implants AG selon l’invention après 2 jours (image du haut) ou 7 jours (image du bas) d’incubation in vitro avec une fraction de tissu adipeux purifié, après leur fabrication (imagerie à fluorescence ; grossissement 200X ; échelle 50 pm).
Figure 10 représente la comparaison des modules d'Young d’implants AG pour des réticulations à durées variables à 21°C (B) et 37°C (A). Figure 11 représente la comparaison des modules d’Young E0 et des viscosités d’implants AG et FAG après réticulation avec différentes concentrations en CaC12 (A, D), TAG (B, E) et thrombine (C, F). Figure 12 représente la comparaison des modules d’Young E0 (A-B) et des viscosités (C-D) d’implants AG et FAG après réticulation séquentielle ou concomitante avec CaC12, TAG et thrombine.
Figure 13 représente la comparaison des modules d’Young E0 (A) et des viscosités (B) d’implants AG et FAG après réticulation avec une solution contenant du chlorure de calcium ou du chlorure de baryum.
Figure 14A illustre l’étude de la variation des dimensions (A1-A2) et des pores (A3-A4) d’implants AG et FAG selon l’invention avant et après réticulation . Figure 14B illustre l’impact de la stérilisation sur les dimensions (B1-B2) et le module d’Young (B3-B4) de ces implants.
Figure 15 illustre la répétabilité de la production d’implants AG selon l’invention au niveau des dimensions (A), du volume (B) et de la taille de pore (C).
Figure 16 illustre la répétabilité de la rétractation d’implants AG selon l’invention après consolidation Figure 17 illustre la répétabilité de la rétractation d’implants AG selon l’invention en fonction de la méthode de stérilisation.
Figure 18A illustre la répétabilité du diamètre d’extrusion. Figure 18B illustre la répétabilité de la longueur des pores (B1-B2) d’implants AG selon l’invention.
Figure 19 représente des images de pores de taille variable dans un implant AG selon l’invention.
Figure 20 représente le plan chirurgical (à gauche) de l’implantation in vivo en sous cutanée (à droite) d’implants AG et FAG selon l’invention.
Figure 21 représente les analyses histologiques après coloration au trichrome de Masson sur des coupes d’implants AG selon l’invention, après implantation sous-cutanée in vivo dans des sites de dos de rat pendant 3 semaines (images à faible, moyen et fort grossissement). Figure 22 représente la longueur moyenne des pores d’implants produits avec différentes tailles de pore.
Figure 23 représente la longueur moyenne des pores d’implants produits avec un gradient de tailles de pore croissant depuis la base vers le sommet. Figure 24 représente les valeurs de modules d’Young apparents des différentes sous parties d’implants produits avec des tailles de pore différentes.
Figure 25 représente les essais de compression sur prothèses entières avec différentes architectures, courbes effort-déplacement.
Figure 26 représente une observation microscopique de la base de l’implant sans (à gauche) ou avec (à droite) l’ajout d’un périmètre.
Figure 27A représente des images de l’impression 3D d’un implant A/G de gros volume (implant de 9 cm de longueur, 7 cm de largeur, et 2.7 cm d’épaisseur), de l’implant résultant après réticulation et des pores de grande taille obtenus dans la structure. Figure 27B représente des images de l’impression 3D d’un implant A/G de gros volume (implant de 12.6 cm de diamètre, et 5.3 cm d’épaisseur), de l’implant résultant après réticulation et des pores de grande taille obtenus dans la structure.
Figure 28 représente l’observation macroscopique des pores d’implants ayant différents taux de remplissage.
Figure 29 représente la distance moyenne séparant les centres des pores d’implants ayant différents taux de remplissage.
EXEMPLES
La présente invention se comprendra mieux à la lecture des exemples suivants qui illustrent non-limitativement l’invention. Matériels et Méthodes:
Protocole #1 Préparation d’un hydrogel AG : Afin de préparer l’hydrogel AG, 2 g d’alginate (très basse viscosité, Alpha Aesar, France), 5 g de gélatine (Sigma- Aldrich, France) sont dissous à 37°C pendant 12H dans 100 mL d’une solution de NaCl 0.1M (Labelians, France).
Protocole #2 Préparation d’un hydrogel FAG : Afin de préparer l’hydrogel FAG, 2 g d’alginate (très basse viscosité, Alpha Aesar, France), 5 g de gélatine (Sigma- Aldrich, France) et 2 g de fibrinogène (Sigma-Aldrich, France) sont dissous à 37°C pendant 12H dans lOOmL d’une solution de NaCl 0.1M (Labelians, France). Protocole #3 Moulage d’un hydrogel AG et FAG : 1.8mL de l’hydrogel préparé selon le protocole #1 et #2 sont déposés dans les puits d’une plaque de culture 6-puits et incubés à 21°C pendant 30 minutes.
Protocole #4 Réticulation d’un hydrogel AG : Une solution de réticulation est préparée par dissolution de 4 g de Transglutaminase (Ajinomoto, Japon), de 3 g de CaCh (Sigma Aldrich, France) dans lOOmL d’une solution de NaCl 0.1M (Labelians, France). La solution de réticulation est ensuite mise en contact avec l’hydrogel pendant 1H30 à 37°C (sauf indication contraire).
Protocole #5 Réticulation d’un hydrogel FAG : Une solution de réticulation est préparée par dissolution de 4 g de Transglutaminase (Ajinomoto, Japon), de 3 g de CaCh (Sigma Aldrich, France) et de 400 Unités de thrombine (Sigma Aldrich, France) dans lOOmL d’une solution de NaCl 0. IM. La solution de réticulation est ensuite mise en contact avec l’hydrogel pendant 1H30 à 37°C (sauf indication contraire).
Protocole #6 Analyse mécanique dynamique (DMA) en compression : Les propriétés mécaniques des hydrogels FAG et AG sont mesurées en triplicata avec un rhéomètre rotationnel (DHR2, TA Instrument, France), un plan Peltier (TA Instrument, France) et une géométrie 8mm crantée (TA Instrument, France). Trois disques de 8mm de diamètre sont découpés dans les hydrogels moulés selon le protocole #3. Le disque est placé sur la géométrie inférieure à 37°C pendant 60 secondes puis une procédure de compression de IOmih oscillatoire est réalisée de 0.1 à 10Hz à IOOmhi/s et à 37°C. Les valeurs du module d’Young EO (Pa) et de la viscosité hq (Pa.s) de l’hydrogel sont obtenues à partir d’une modélisation du solide visco-hyperélastique utilisant les valeurs E’ et E” acquises lors de l’essai. Protocole #7 Impression 3D des hydrogels : Les hydrogels préparés selon le protocole #1 , #2 sont transférés dans une cartouche de 30 mL (Nordson EFD) équipée d’une buse d’extrusion de 410 pm de diamètre (Nordson EFD). L’ensemble cartouche buse est ensuite placé dans une imprimante 3D (BioassemblyBot, Advanced Solution Lifescience, USA) permettant d’appliquer une pression constante à la cartouche tout en se déplaçant dans les trois directions de l’espace. Les paramètres d’impression sont une vitesse de lOmm/sec, une pression de 25-35PSI et une température de 21°C. L’obtention de taux de remplissage différent est effectuée par le trancheur interne du logiciel de pilotage de l’imprimante (Tsim, Advanced Solution Lifescience, USA).
Protocole #8 Implantation in vivo chez le rat : Les études d’implantation in vivo chez le rat ont été menées sur le plateau technique de recherches précliniques BIO VIV O - Institut
Claude Bourgelat (Lyon, France). Les expériences ont été conduites en accord avec les Directives Européennes 2010/63/EU. Les 16 animaux (Sprague Dawley rat, 250-300g) ont été anesthésiés par inhalation (oxygène et 5% isoflurane). Les sites d’implantation dorsaux ont été rasés et désinfectés avec de la povidone et des gazes stériles, et des champs stériles ont été mis en place pour délimiter la zone chirurgicale. L'anesthésie générale a été maintenue par isoflurane (2%) et inhalation d'oxygène. L'analgésie pré chirurgicale a été réalisée en sous-cutané avec du méloxicam et de la morphine à respectivement lmg/kg. La température corporelle et le pouls des rats ont été surveillés pendant l'opération. Deux incisions cutanées de 2 à 3 cm ont été pratiquées dans la région du dos. Une bioprothèse a été implantée dans la région dorsale sous-cutanée de chaque animal. Le groupe de contrôle a été réalisé en effectuant uniquement l'incision et la dissection. Chez un animal par groupe, 4 sites chirurgicaux ont été réalisés, trois bioprothèses et un échantillon témoin. Le site chirurgical a été fermé en couches à l'aide de sutures sous-cutanées et cutanées avec des sutures tressées résorbables (PDS® polidioxanone, 4/0 et Nylon 3/0, Ethicon J&J). Après l’opération, les animaux ont été surveillés pour détecter les signes de souffrance, et les plaies chirurgicales ont été inspectées quotidiennement pour vérifier la cicatrisation de la peau et l'absence d'infections. L’explantation a eu lieu 21 jours après l’implantation.
Protocole #9 Analyse histologique : Les implants sont fixés 24h dans une solution de formol 4% (Alphapat, France) puis déshydratés par des bains successifs d’éthanol absolu (vwr Chemicals, France) et de méthylcyclohexane (vwr Chemicals, France) avec un déshydratateur STP 120 (Myr, Espagne) puis inclus en paraffine (Sakura, Japon). Des coupes de 5pm d’épaisseur sont réalisées au microtome HM 340e (Microm, France). Des colorations Hématoxyline Phloxine Safran (HPS), Trichrome de Masson et un marquage au D API ont été réalisés.
Protocole #10 Analyse mécanique dynamique (DMA) en compression : Les propriétés mécaniques des hydrogels FAG et AG sont mesurées en triplicata avec un rhéomètre rotationnel (DHR2, TA Instrument, France), un plan Peltier (TA Instrument, France) et une géométrie 25mm (TA Instrument, France). Des poinçons de 25mm de diamètre sont découpés dans les implants produits selon le protocole #9. Le poinçon est placé sur la géométrie inférieure à 37°C pendant 60 secondes puis une procédure de compression de 1 OLHTI oscillatoire est réalisée de 0.1 à 10Hz à 1 OOiim/s et à 37°C. Les valeurs du module d’Young E0 (Pa) et de la viscosité hq (Pa.s) de l’hydrogel sont obtenues à partir d’une modélisation du solide visco-hyperélastique utilisant les valeurs E’ et E” acquises lors de l’essai.
Protocole #11 Analyse mécanique totale des implants en compression : Mise en place des implants sur une machine de traction/compression Lloyd avec un capteur de lkN et des plateaux de compression, une vitesse d’essai de 10 mm/min est utilisée. Exemple 1 - Propriétés mécaniques d’hydrogels alginate/gélatine (AG) et fïbrinogène/alginate/gélatine (F AG)
Des hydrogels AG et FAG ont été préparés à partir des protocoles #1 et #2, moulés selon le protocole # 3, puis réticulés grâce aux protocoles #4 et #5 afin d’étudier leur propriétés mécaniques DMA grâce au protocole #6.
Fes résultats sont regroupés dans la FIG. 2 (A-B). Fes valeurs de module d’Young et de viscosité mesurées sont similaires entre l’hydrogel AG et l’hydrogel FAG suite à leur réticulation par le procédé de l’invention. Fes modules d’Young dans les conditions précises de cette étude sont autour de 68 OOOPa. Exemple 2 - Impact de la réticulation avec la transglutaminase sur les propriétés mécaniques d’hydrogel alginate/gélatine (AG)
Fes échantillons moulés de AG ont été préparés à partir des protocoles #1 et #3 et réticulés à partir d’une variante du protocoles #4. Fors de cette variante, la solution de réticulation est composée d’une solution de chlorure de calcium à 30mg/mF uniquement ou d’une solution de chlorure de calcium à 30 mg/ml et de transglutaminase à 40mg/mF. 4 gels de chaque condition ont été moulés puis testés en DMA le jour même et respectivement après 1, 4 et 7 jours de stockage à 37°C dans le but de mimer des conditions physiologiques.
Fes échantillons ont ensuite été étudiés par DMA grâce au protocole #6. Fes résultats sont regroupés sur la FIG. 3. Cette étude montre l’effet avantageux de l’utilisation de la transglutaminase lors de la réticulation sur les propriétés mécaniques des hydrogels. Cet effet est d’autant supérieur lorsque les gels sont conversés à 37°C, justifiant l’intérêt tout particulier de la réticulation selon l’invention pour des hydrogels destinés à être implantés. Exemple 3 - Impact de la réticulation avec la transglutaminase sur les propriétés mécaniques d’hydrogels commerciaux à base de gélatine et/ou de collagène
Les échantillons moulés de AG ont été préparés à partir des protocoles #1 et #3 et réticulés à partir du protocoles #4. Les échantillons d’hydrogels commerciaux listés dans le tableau 4 ci-dessous ont été préparés selon les protocoles transmis par les fournisseurs et moulés selon le protocole #3.
TABLEAU 4
Figure imgf000042_0001
Les hydrogels ont été réticulés avec une variante du protocole #4, en utilisant soit une solution comprenant uniquement du calcium à 30mg/mL (pas de TAG), soit une solution de calcium à 30mg/mL et de la transglutaminase à 40mg/mL, dans le but d’observer l’impact de la TAG.
Les échantillons non réticulés et réticulés avec la TAG ont ensuite été étudiés par DMA grâce au protocole #6. Les résultats sont regroupés sur la LIG. 4. 6 des 7 hydrogels commerciaux étudiés ont été réticulés par la transglutaminase. Les hydrogels à base de collagène (CoMCell, Collagène de rat) ne sont pas suffisamment rigides pour être analysés par DMA mais les hydrogels à base de gélatine (Gel4cell, Gel4cell-VEGL et GelMa) possèdent un module d’Young nettement supérieur après la réticulation par la transglutaminase (respectivement 7.3, 9.9 et 50 kPa). Cette étude montre l’effet de la réticulation avec la transglutaminase sur la rigidité des hydrogels commerciaux.
Exemple 4 - Influence de la quantité d’alginate et de gélatine dans un hydrogel fïbrinogène/alginate/gélatine (F AG) sur les propriétés mécaniques
Des hydrogels FAG ont été préparés à partir d’une variante du protocole #2, moulés selon le protocole # 3, puis réticulés grâce au protocole #5, puis leurs propriétés mécaniques ont été étudiées par DMA grâce au protocole #6. Fors de cette variante, nous avons étudié ces propriétés mécaniques en préparant l’hydrogel FAG, avec 1 ou 3 ou 2 g d’alginate, et 10 ou 7.5 ou 5 g de gélatine, respectivement, et 2 g de fibrinogène.
Fes résultats sont regroupés dans le Tableau 5 ci-dessous. Fes modules d’Young dans les conditions précises de cette étude vont de 200 à 800 kPa.
TABFEAU 5
Figure imgf000043_0001
Exemple 5 - Evaluation de la colonisation d’hydrogels fibrinogène/alginate/gélatine (FAG) et alginate/gélatine (AG) par des fibroblastes
Fes hydrogels de AG et de FAG ont été préparés à partir des protocoles #1 et #2. Des implants carrés de 1,5 cm de côté et 0,2 cm d’épaisseur ont ensuite été imprimés selon le protocole #7 et réticulés grâce aux protocoles #4 ou #5. Fes implants imprimés sont produits avec un taux de remplissage de 50 % et une buse d’extrusion de 410 mhi de diamètre interne. Un témoin négatif (puit vide) est également utilisé. Des fibroblastes humains normaux en passage 6 sont décongelés et amplifiés dans des flasques de culture de 175cm2 en milieu de culture contenant du DMEM supplémenté par 10% de sérum de veau et 1% d’antibiotiques. Chaque implant a été ensemencé à sa surface avec une suspension cellulaire de fibroblastes humains normaux à une concentration de 4,000,000 fibroblastes/ml. 250 mΐ de cette suspension ont été déposés au goutte à goutte sur chaque implant, soit 1,000,000 fibroblastes/implant. Après 1 heure d’adhésion, les implants ont été immergés avec du milieu de culture. Les implants ont été cultivés dans du milieu de culture composé de DMEM contenant 10 % de sérum de veau supplémenté en vitamine C et EGF (Epidermal Growth Factor) à 37 °C, 5 % C02. Les implants ont été cultivés avec ce même milieu pendant 21 jours renouvelé tous les 3 jours.
L’activité métabolique des fibroblastes au sein des implants a été étudiée par analyse colorimétrique au Bleu Alamar aux jours de culture 3, 5, 8, 10, 14 et 21 après ensemencement. La solution a été réalisée en diluant au lOeme une solution de Bleu Alamar (DAL 1100, Invitrogen) dans du DMEM. Après 19 heures d’incubation à 37 °C, 100 mΐ des surnageants ont été prélevés et leur absorbance à 570 nm et 600 nm a été mesurée au spectrophotomètre (NanoQuant® infinité M200PRO, TECAN).
La viabilité et croissance cellulaire a ainsi été suivie sur 21 jours de culture grâce à une cinétique en 6 points aux jours 3, 5, 8, 10, 14 et 21. Les résultats sont regroupés sur la FIG. 5. Les résultats ont confirmé que tous les implants ont permis l’adhésion et la survie des fibroblastes dès le 3eme jour de culture. Une croissance cellulaire est observable pour chaque implant poreux sur les 21 jours de culture, sur les deux types d’hydrogels (F AG et AG) ainsi que pour chaque porosité globale employée.
Exemple 6 : Evaluation de la colonisation d’hydrogels fibrinogène/alginate/gélatine (F AG) et alginate/gélatine (AG) par des cellules souches du tissu adipeux (ASC).
Les hydrogels de AG et de FAG ont été préparés à partir des protocoles #1 et #2. Des implants carrés de 1,5 cm de côté et 0,2 cm d’épaisseur ont ensuite été imprimés selon le protocole #7 et réticulés grâce aux protocoles #4 ou #5. Les implants imprimés sont produits avec un taux de remplissage de 50 % et 75% et une buse d’extrusion de 41 Omhi de diamètre interne. La stérilisation a été effectuée par la société IONISOS (France) par irradiation des implants avec une dose de 30 kGy de rayon Gamma.
Des cellules souches adipocytaircs humains normales en passage 2 à 5 sont décongelées et amplifiées dans des flasques de culture de 175cm2 en milieu de culture contenant du DMEM supplémenté par 10% de sérum et 1% d’antibiotiques. Chaque implant a été ensemencé à sa surface avec une suspension cellulaire d’ASC à une concentration de 6, 12 ou 24 millions d’ACS/ml. 250 mΐ de ces suspensions ont été déposés au goutte à goutte sur chaque implant, soit 1.5, 3 ou 6 millions d’ASC/implant. Après 1 heure d’adhésion, les implants ont été immergés avec du milieu de culture. Les implants ont été cultivés dans du milieu de culture contenant du DMEM supplémenté par 10% de sérum et 1% d’antibiotiques pendant 7 jours puis dans du milieu contenant du DMEM supplémenté par 10% de sérum, de l’insuline, de la rosiglitasone et 1% d’antibiotiques pendant 14 jours. Les milieux de culture sont renouvelés tous les 3 jours.
L’activité métabolique des fîbroblastes au sein des implants a été étudiée par analyse colorimétrique au Bleu Alamar aux jours de culture 3, 5, 7, 14 et 21 après ensemencement.
La solution a été réalisée en diluant au lOeme une solution de Bleu Alamar (DAL 1100, Invitrogen) dans du DMEM. Après 5 heures d’incubation à 37 °C, 100 mΐ des surnageants ont été prélevés et leur absorbance à 570 nm et 600 nm a été mesurée au spectrophotomètre (NanoQuant® infinité M200PRO, TECAN). La viabilité et croissance cellulaire a ainsi été suivie sur 21 jours de culture grâce à une cinétique en 6 points aux jours 3, 5, 7, 14 et 21. Les résultats sont regroupés sur la FIG. 6.
Les résultats ont confirmé que tous les implants ont permis l’adhésion et la survie des cellules souches adipocytaircs dès le 3eme jour de culture. Une croissance cellulaire est observable pour chaque implant poreux sur les 21 jours de culture, sur les deux types d’hydrogels (F AG et AG) ainsi que pour chaque densité d’encensement. Exemple 7 : Evaluation de la colonisation d’hydrogels alginate/gélatine (AG) au contact d’une fraction de tissu adipeux purifié
Les hydrogels de AG ont été préparés à partir du protocole #1. Des implants cubiques de 1,5 cm de côté et 0,8 cm d’épaisseur ont ensuite été imprimés selon le protocole #7 et réticulés grâce au protocole #4. Les implants imprimés sont produits avec un taux de remplissage de 50 % et une buse d’extrusion de 410 pm de diamètre interne.
Le lipoaspirat est centrifugé à 1500 RPM pendant 2 minutes puis rincé avec du PBS IX. Le lipoaspirat a de nouveau été centrifugé à 1500 RPM pendant 30 secondes puis le PBS IX a été éliminé. Le lipoaspirat est considéré comme purifié. Chaque implant est ensuite immergé dans 6mL de lipoaspirat purifié, puis l’ensemble a été placé dans un insert de culture dans une plaque 6 puits avec une incubation dans du milieu contenant du DMEM supplémenté par 10% de sérum et 1% d’antibiotiques à 37°C 5 % C02 pendant 2 jours ou 7 jours.
Suite au contact avec le lipoaspirat, les implants ont été cultivés en plaques 6 puits dans du milieu de culture contenant du DMEM supplémenté par 10% de sérum, de l’insuline, de la rosiglitasone et 1% d’antibiotiques, avec 3 renouvellements du milieu par semaine jusqu’à 21 jours.
L’activité métabolique cellulaire au sein des implants a été étudiée par analyse colorimétrique au Bleu Alamar aux jours de culture 2, 7 et 21 après ensemencement. La solution a été réalisée en diluant au lOeme une solution de Bleu Alamar (DAL 1100, Invitrogen) dans du DMEM. Après 5 heures d’incubation à 37 °C, 100 mΐ des surnageants ont été prélevés et leur absorbance à 570 nm et 600 nm a été mesurée au spectrophotomètre (NanoQuant® infinité M200PRO, TECAN).
La viabilité et croissance cellulaire a ainsi été suivie sur 21 jours. Les résultats sont regroupés sur la LIG. 7. Une activité métabolique bien supérieure au témoin négatif a été observée dans les implants ayant été au contact d’un lipoaspirat purifié.
Des analyses histologiques ont été réalisées afin de compléter cette étude selon le protocole #9. Les résultats sont regroupés sur la LIG. 8. Les images révèlent la présence d’adipocytcs agglomérés, polygonaux, uniformes, uniloculaires et volumineux. Ces caractéristiques morphologiques sont celles d’adipocytcs sains, que l’on peut retrouver dans le tissu adipeux.
Un immunomarquage de la périlipine-1 a également été réalisé. Des échantillons ont été inclus en OCT (CellPath, KMA-0100-00A), puis conservés à -80 °C. Des coupes de 16 pm d’épaisseur ont été réalisées pour chaque échantillon avec un cryostat (Microm, HM 520). Les coupes ont ensuite été fixées dans une solution d’Acétone/méthanol (v/v) pendant 20 minutes et rincées 3 fois dans du PBS IX. Une incubation d’une heure à température ambiante dans une solution de PBS-BSA 4 % a été réalisée pour saturer les sites aspécifiques. Les coupes ont ensuite été incubées une nuit à température ambiante avec une solution d’anticorps primaire spécifique de la périlipine-1. Le lendemain, les coupes ont été rincées trois fois au PBS IX puis incubées 45 minutes avec une solution d’anticorps secondaire couplé à l’Alexa fluor 568, à température ambiante. Puis les coupes ont été rincées 3 fois au PBS IX et montées entre lame et lamelle avec un milieu de montage Dapi fluoromount-G® (SouthemBiotech). Les images obtenues sont regroupées FIG. 9.
Les images présentent des adipocytes ayant de grosses vacuoles sphériques ou polygonales en fonction du regroupement des cellules. Les adipocytes apparaissent comme uniloculaires et leur taille est également physiologique car comprise entre 50 et 200 pm.
L’ensemble de ces résultats confirme l’adhésion, la survie et la régénération d’un tissu adipeux humain mis en contact avec les implants. La structure et la composition particulières des implants forment ainsi un environnement favorable à la régénération d’un tissu adipeux sain. Exemple 8 - Influence de la température et du temps de réticulation sur les propriétés mécaniques d’un hydrogel alginate/gélatine (AG)
Les échantillons moulés de AG ont été préparés à partir des protocoles #1 et protocole #3 et réticulés à partir d’une variante du protocole #4. Lors de cette variante, les temps et les températures de réticulation ont été modifiés, de 10 minutes à 14H et de 37°C à 21°C. Les échantillons ont ensuite été étudiés par DMA grâce au protocole #6.
Les résultats sont regroupés sur la FIG. 10 (A-B). Les temps de réticulation ainsi que la température de réticulation n’influencent que très peu la mécanique finale (module d’Young) des hydrogels. Il semble cependant qu’un optimum puisse être trouvé autour de lh30, quel que soit la température.
Ces modules d’Young sont également très stables sur 7 jours après réticulation à 37°C. La réticulation de la gélatine a été efficace puisqu’il n’y a pas de perte de gélatine dissoute dans le milieu.
Exemple 9 - Impact de la concentration des composants de la solution de réticulation sur les propriétés mécaniques d’hydrogels alginate/gélatine (AG) et fïbrinogène/alginate/gélatine (F AG) une fois réticulés
Les échantillons moulés de AG et F AG ont été préparés à partir des protocoles #1, #2 et #3, réticulés à partir d’une variante des protocoles #4 et #5. Fors de cette variante, les concentrations des composants de la solution de réticulation ont été modifiées (transglutaminase, chlorure de calcium et thrombine).
Fes échantillons ont ensuite été étudiés par DMA grâce au protocole #6.
Fes résultats sont regroupés sur la FIG. 11 (A-F). Sur cette gamme de concentrations de réactifs, aucunes variations significatives n’ont été observées (E0 tous très similaires).
Exemple 10 - Impact d’une réticulation séquentielle ou concomitante d’hydrogel alginate/gélatine (AG) et fïbrinogène/alginate/gélatine (F AG)
Fes échantillons moulés de AG et F AG ont été préparés à partir des protocoles #1, #2 et #3, réticulés à partir d’une variante des protocoles #4 et #5. Fors de cette variante, nous avons étudié une réticulation séquentielle sur la F AG et l’AG, qui consiste à réticuler l’hydrogel en plusieurs temps. Chaque étape a duré lh et trois rinçages par une solution de 0,1M de NaCl ont été effectués entre chaque étape afin d’éliminer les agents réticulant résiduels.
Fes échantillons ont ensuite été étudiés par DMA grâce au protocole #6. Les résultats sont regroupés dans la FIG. 12 (A-D). L’ensemble des réticulations séquentielles (F AG et AG) génèrent des hydrogels de plus faibles modules d’Young que la réticulation en une seule étape.
On peut observer que des gels très souples et fragiles sont obtenus si le calcium n’est pas ajouté en premier, en effet la TAG et la thrombine sont calcium-dépendantes leur activité est donc largement diminuée sans l’ajout de CaCh. Les gels sont donc difficilement manipulables sans la réticulation au calcium. Lorsque la thrombine est ajoutée en premier, les gels ont très peu de tenue mécanique et des trous apparaissent.
Exemple 11 - Impact de la nature du cation divalent pour la réticulation d’hydrogels alginate/gélatine (AG) et fibrinogène/alginate/gélatine (F AG)
Les échantillons moulés de AG et F AG ont été préparés à partir des protocoles #1, #2 et #3, réticulés à partir d’une variante des protocoles #4 et #5. Lors de cette variante, nous avons étudié une réticulation en présence de chlorure de baryum 30mg/mL.
Les échantillons ont ensuite été étudiés par DMA grâce au protocole #6. Les résultats sont regroupés sur la FIG. 13 (A-B). La réticulation en présence de baryum permet d’obtenir des gels de modules d’Young très semblables à ceux obtenus avec le CaC12. Le baryum permettant cependant d’augmenter la viscosité des gels, on peut supposer la formation de chaînes pendantes supplémentaires.
Exemple 12 - Maintien de la structure tridimensionnelle et des propriétés mécaniques d’implants à base d’hydrogel alginate/gélatine (AG) et fibrinogène/alginate/gélatine
(F AG) après stérilisation
Les hydrogels de AG et F AG ont été préparés à partir des protocoles #1 , #2 et #3, réticulés grâce aux protocoles #4 et #5, observés optiquement puis étudiés par DMA grâce au protocole #6. Les formes imprimées sont des demi-sphères de 2 cm de diamètre produites avec des taux de remplissage variable (30, 50 et 75%).
La stérilisation a été effectuée par la société IONISOS (France) par irradiation des implants avec une dose variable (30 kGy et 40 kGy) de rayon Gamma. L’impact de l’étape de réticulation sur les dimensions d’implants à base d’hydrogel alginate/gélatine et fïbrinogène/alginate/gélatine a été étudié. Ces dimensions ont été mesurées à partir d’images macroscopiques.
Les dimensions des pores obtenus en fonction du taux de remplissage ont également été étudiées. Ces dimensions ont été mesurées à partir d’images effectuée grâce à un microscope (Olympus, grossissement x4).
Les résultats sont regroupés sur la FIG. 14 (A-B). Les implants se rétractent en moyenne de 10 % suite à l’étape de réticulation. La taille de pore ne varie cependant pas de façon significative (FIG. 14A (A1-A4)). En ce qui concerne la stérilisation, il apparaît que la dose de 40 kGy entraîne une plus forte rétractation des construits que la dose 30 kGy. Concernant le E0, la stérilisation n’entraîne pas de changement de la mécanique du matériau pour les deux doses (FIG. 14B (B1-B4)).
Exemple 13 : Qualité de production d’implant de grande taille à base d’un hydrogel alginate/gélatine (AG) : répétabilité des dimensions d’impression, des dimensions après consolidation et stérilisation de l’implant selon plusieurs méthodes.
Les hydrogels de AG ont été préparés à partir du protocoles #1. Des implants en forme de demi-sphère de 6cm de diamètre et 2cm d’épaisseur ont ensuite été imprimés selon le protocole #7 et réticulés grâce au protocole #4 puis observés optiquement et mesurés. Les formes imprimées sont produites avec des taux de remplissage variables (25 à 65%) et des buses d’extrusion de 410 ou 840 pm de diamètre interne. La stérilisation a été effectuée par la société IONISOS (France) par irradiation des implants avec 2 doses (30 kGy et 40 kGy) de rayons Beta ou une dose de rayons gamme de 30 kGy.
L’impact de l’étape de réticulation et de stérilisation sur les dimensions d’implants grande taille à base d’hydrogel alginate/gélatine a été étudié. Ces dimensions ont été mesurées à partir d’images macroscopiques. Les dimensions des pores obtenus en fonction du taux de remplissage ont également été étudiées. Ces dimensions ont été mesurées à partir d’images effectuée grâce à un microscope (Olympus, grossissement x4).
Les résultats après impression sont regroupés FIG. 15 (A-C). Ces résultats montrent une haute répétabilité des dimensions des implants grande taille imprimés en 3D, traduisant une haute qualité de production.
Les résultats après consolidation des implants sont regroupés FIG 16. Ce graphique montre une haute répétabilité de la rétractation des implants grande taille après l’étape de consolidation. Les résultats après stérilisation des implants selon 3 méthodes (rayons b doses 40 et 30 kGy et rayons g 30 kGy) sont regroupés FIG 17. Ces résultats montrent une plus faible rétractation des implants grande taille avec les rayons b 30 et 40 kGy.
Des implants grande taille ont été imprimés avec 2 buses d’extrusion de diamètre interne 410 et 840 mhi avec des taux de remplissage de 25 à 65%. La répétabilité du diamètre d’extrusion ainsi que la longueur des pores obtenues ont été mesurées. Les résultats sont regroupés FIG 18 (A-B).
La FIG. 18A montre la haute répétabilité de la taille du cordon extrudé. La FIG. 18B (Bl- B2) montre la variation de la longueur des pores en fonction du taux de remplissage de l’hydrogel. Des images de pores de taille variable ont été prises et sont regroupées sur la FIG. 19.
Ces données montrent la large gamme de pores qu’il est possible d’obtenir pour les implants et leur haute répétabilité et qualité de production.
Exemple 14 - Etudes de la résistance des implants in vivo
Les hydrogels d’AG et de FAG ont été préparés à partir des protocoles #1, #2 et #7, réticulés grâce aux protocoles #4 et #5. Les formes imprimées sont des demi-sphères de 1 cm de diamètre, produites avec des taux de remplissage variable (30, 50 et 75 %). Les demi-sphères poreuses ont été stérilisées avec la dose de 30kGy puis implantées en sous-cutané chez le rat selon le protocole #8.
Le détail des groupes d’implantation est décrit dans le tableau 6 suivant, qui fait référence au plan chirurgical d’implantation décrit sur la FIG. 20. TABLEAU 6
Figure imgf000052_0001
Figure imgf000053_0001
Les analyses histologiques ont été effectuées grâce au protocole #9, et les résultats sont regroupés sur la FIG. 21. L’explantation a permis de valider la résistance des implants à la tension cutanée. Les analyses histologiques ont permis d’évaluer la colonisation cellulaire, la vascularisation, la synthèse de matrice extracellulaire ainsi que la présence de zones d’inflammation.
Exemple 15 - Qualité de production d’implants de grandes tailles comprenant diverses tailles de pore et étude de l’impact de ces porosités sur les propriétés mécaniques desdits implants. Des implants de type prothèse mammaire de taille semi-anatomique (hauteur : 8,83cm ; Largeur : 6,37 cm ; Hauteur : 2,86 cm) sont produits à partir du protocole #1 et une variante du protocole #7 (utilisation d’une buse de 840 qm de diamètre interne) puis réticulés à partir du protocole #4. Ces implants sont produits avec différentes porosités internes : - Des implants avec une seule taille de pore pour l’intégralité de leur volume.
Des implants avec deux tailles de pore répartis selon qu’une première partie à la base de l’implant possède une taille de pore et qu’une autre deuxième partie au sommet de l’implant possède une autre taille de pore.
Des implants avec trois tailles de pores réparties selon qu’une première partie à la base de l’implant (nommée base) possède une taille de pore, qu’une autre deuxième partie (nommée cœur) au milieu et au-dessus de la base de l’implant possède une autre taille de pore et qu’une autre troisième partie (nommée coque) en surface et au-dessus de la base de l’implant possède une autre taille de pore. Des implants ayant un gradient de tailles de pore croissant depuis leurs bases ont également été produits.
Les dimensions des pores obtenus ont été étudiées. Ces dimensions ont été mesurées à partir d’images effectuée grâce à un microscope (Olympus, grossissement x4). Les résultats de ces mesures sont regroupés dans les figures 22 et 23. Des pores de tailles différentes et très reproductibles peuvent être obtenus dans les différentes parties de l’implant. Un gradient de tailles de pore reproductibles et croissant depuis la base vers le sommet peut également être obtenu. Les propriétés mécaniques des sous-parties de ces implants ont été étudiées par DMA selon le protocole #11 et les propriétés mécaniques des implants ont été étudiées par analyse mécanique totale selon le protocole #12. Les résultats de ces mesures sont regroupés dans les figures 24 et 25. Les modules de Young observés varient inversement vis-à-vis de la taille de pore. Ainsi, à titre d’exemple, la diminution de la taille des pores au cœur des implants permet l’obtention d’un module plus élevé, traduisant une plus grande résistance mécanique. Ainsi, les variations des tailles des pore et la répartition des zones de taille de pore permettent l’obtention d’une large gamme de module d’Young et donc l’obtention d’implants plus ou moins résistants. Concernant les essais de compression sur prothèses entières, on observe que chaque configuration de porosités apporte des propriétés mécaniques différentes aux implants. En effet, pour un effort de - 35N, la prothèse ayant 1 seule zone de porosité s'est moins déformée contrairement aux prothèses ayant 3 zones de porosité qui se sont plus déformées. Les courbes permettent aussi d’identifier des comportements de rupture différents. La prothèse ayant 1 seule zone de porosité s’est déformée progressivement avant de rompre tandis que pour la prothèse ayant 2 zones de porosité, la rupture a été progressive puis brutale à - 217 N entraînant alors une remontée en effort. Ainsi, en faisant varier les tailles des pores et la répartition des zones de taille de pore, des implants ayant des propriétés mécaniques différentes sont obtenus. Ceci permet d’adapter les propriétés mécaniques des implants en fonction de l’application souhaitée. Exemple 16 - Ajout d’un périmètre entourant la base de l’implant.
Des implants de type prothèse mammaire de taille semi-anatomique (hauteur : 8,83cm ; Largeur : 6,37 cm ; Hauteur : 2,86 cm) sont produits à partir du protocole #1 et une variante du protocole #7 (utilisation d’une buse de 840 mhi de diamètre interne et ajout d’un périmètre à la base de certains implants) puis réticulés à partir du protocole #4. Ces implants possèdent tous une seule taille de pore et un périmètre est ajouté à certains implants. Ce périmètre se caractérise par l’ajout d’un filament continue entourant l’implant, tangentiellement à tous les filaments situés à la périphérie de l’implant. Ce périmètre est ajouté sur les trois premières couches de l’implant.
L’architecture obtenue a été étudiée grâce à un microscope (Olympus, grossissement x4). Les résultats de ces observations sont regroupés dans la figure 26.
L’ajout d’un périmètre à la base de l’implant permet l’obtention d’une base plus cohésive et présentant moins d’aspérités en périphérie, pouvant ainsi limiter les frottements inflammatoires in vivo.
Exemple 17 - Production d’implants poreux de gros volume à partir d’un hydrogel alginate/gélatine
Implant 1 : 200mL d’hydrogels AG ont été préparés à partir du protocole #1 puis un implant de type mammaire anatomique de 12cm de longueur, 10cm de largeur et 5 cm d’épaisseur a été imprimé à partir d’une variante du protocole #7 (buse d’extrusion de 840mhi de diamètre interne et vitesse d’impression de 30mm/sec) avec une seule zone de porosité, puis réticulé avec le protocole #4 (200mL au lieu de lOOmL de solution de consolidation pour un gros implant). La taille moyenne des pores de l’implant résultant a été mesurée avec un microscope optique et les dimensions de l’implant ont été mesurées avec un pied à coulisse. Après réticulation, un implant de 9 cm de longueur, 7cm de largeur et 2,7 cm d’épaisseur est obtenu avec une taille de pore moyenne de 1380 +/- 57 pm.
Implant 2 : 500mL d’hydrogels AG ont été préparés à partir du protocole #1 puis un implant de type mammaire demi sphérique de 7 cm de rayon et 6 cm d’épaisseur a été imprimé à partir d’une variante du protocole #7 (buse d’extrusion de 840 pm de diamètre interne et vitesse d’impression de 30 mm/sec) avec une seule zone de porosité, puis réticulé avec le protocole #4 (700 mL au lieu de 100 mL de solution de consolidation pour un gros implant). La taille moyenne des pores de l’implant résultant a été mesurée avec un microscope optique et les dimensions de l’implant ont été mesurées avec un pied à coulisse. Après réticulation, un implant de 12,5 cm de diamètre et 5,3 cm d’épaisseur est obtenu avec une taille de pore moyenne de 3354 pm +/- 273 pm. Les images de ces implants sont regroupées sur les figures 27A et 27B.
Exemple 18 - Mesure de la répartition dans l’espace des pores d’une même zone d’un implant.
Des implants de type prothèse mammaire de taille semi-anatomique (hauteur : 8,83 cm ; Largeur : 6,37 cm ; Hauteur : 2,86 cm) sont produits à partir du protocole #1 et du protocole #7 puis réticulés à partir du protocole #4. Ces implants sont produits avec différents taux de remplissages (45, 50 et 55%).
Les distances séparant les centres des pores (de forme carrée) obtenus ont été étudiées. Ces dimensions ont été mesurées à partir d’images effectuées grâce à un microscope (Olympus, grossissement x4). Les résultats de ces mesures sont regroupés dans les figures 28 et 29. La distance séparant les centres des pores s’avère être reproductible pour chaque taux de remplissage et varie entre les différents taux. Ces observations traduisent une répartition homogène des pores au sein d’une zone de l’implant ayant un taux de remplissage défini.

Claims

REVENDICATIONS
1. Implant corporel tridimensionnel qui comprend un hydrogel comprenant de la gélatine réticulée et de l’alginate réticulé, caractérisé en ce que ledit hydrogel possède une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa et que ledit implant comporte au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale comprise entre 100 pm et 10000 inri , la porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées dans la zone poreuse.
2. Implant selon la revendication 1, dans lequel les pores de la zone poreuse présentent des tailles de pore homogènes.
3. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 et 2, dans lequel les pores de la zone poreuse sont distribués de manière homogène.
4. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 à 3, dans lequel les pores de la zone poreuse s’étendent selon des axes centraux présentant respectivement des orientations homogènes.
5. Implant selon la revendication 4, dans lequel les axes centraux des pores de la zone poreuse sont agencés avec des écartements homogènes.
6. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 à 5, dans lequel les pores de la zone poreuse présentent respectivement des géométries homogènes.
7. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 à 6, dans lequel les pores de la zone poreuse sont séparés les uns des autres par des cordons de matière présentant respectivement des épaisseurs homogènes.
8. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 à 7, dans lequel la gélatine est réticulée par une enzyme, de préférence une transglutaminase.
9. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 à 8, comportant une pluralité de zones poreuses.
10. Implant selon la revendication 9, dans lequel ladite pluralité de zones poreuses comprenant au moins deux zones poreuses dans lesquelles les pores ont des tailles de pore et/ou des formes différentes.
11. Implant selon la revendication 10, dans lequel les zones poreuses sont agencées pour former un gradient de tailles de pore réparti sur l’implant, les zones poreuses se succédant selon une direction de gradient en suivant un ordre choisi parmi un ordre croissant et un ordre décroissant des tailles de pore.
12. Implant selon la revendication 10, dans lequel l’implant comprend :
- une première zone poreuse formant une base représentant 5 % à 40 %, de préférence 20 % à 40 %, d’un volume total de l’implant, et possédant une taille de pore comprise entre 500 micromètres et 5000 micromètres, notamment 250 micromètres à 800 micromètres, - une deuxième zone poreuse formant un cœur représentant 20 % à 70 %, de préférence 30 % à 50 %, du volume total de l’implant et possédant une taille de pore comprise entre 500 micromètres à 2500 micromètres, notamment 100 micromètres à 250 micromètres,
- une troisième zone poreuse formant une coque représentant 5 % à 40 %, de préférence 10 % à 40 %, du volume total de l’implant, et possédant une taille de pore comprise entre 1000 micromètres à 10000 micromètres, notamment 1000 micromètres à 2500 micromètres.
13. Implant selon l’une quelconque des revendications précédentes, comportant au moins une zone non poreuse, la zone non-poreuse présentant un taux de remplissage supérieur à 99 %.
14. Implant selon la revendication 13, dans lequel ladite au moins une zone non-poreuse comprend un périmètre entourant la zone poreuse.
15. Implant selon l’une quelconque des revendications 1 à 14, dans lequel ladite au moins une zone poreuse couvre une partie essentielle de l’implant.
16. Implant selon l’une quelconque des revendications précédentes, constitué d’une pluralité de couches présentant chacune un maillage constitué d’une pluralité de mailles, les couches étant empilées les unes sur les autres de telle manière que les mailles forment les pores.
17. Implant selon la revendication 16, dans lequel les mailles de chaque couche présentent des tailles de maille homogènes.
18. Implant selon l’une quelconque des revendications 16 et 17, dans lequel les mailles de chaque couche sont distribuées de manière homogène.
19. Implant selon l’une quelconque des revendications 16 à 18, dans lequel les mailles de chaque couche s’étendent autour d’axes de maille centraux présentant respectivement des orientations homogènes.
20. Implant selon la revendication 19, dans lequel les axes de maille centraux des mailles de chaque couche sont agencés avec des écartements homogènes.
21. Implant selon l’une quelconque des revendications 16 à 20, dans lequel les mailles de la chaque couche présentent respectivement des géométries homogènes.
22. Implant selon l’une quelconque des revendications 16 à 21, dans lequel les mailles de la chaque couche sont séparées les unes des autres par des cordons de matière présentant respectivement des épaisseurs homogènes.
23. Implant selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il possède un volume compris dans une gamme allant de 0,05 mL à 3 L, de préférence de 100 mL à 600 mL.
24. Implant selon l’une quelconque des revendications précédentes, caractérisé en ce qu’il est un implant mammaire.
25. Implant corporel tridimensionnel susceptible d’être obtenu par un procédé de fabrication comprenant successivement :
- une étape de préparation d’un hydrogel comprenant de la gélatine et de l’alginate,
- une étape de mise en forme tridimensionnelle de G hydrogel de manière à former au moins une zone poreuse, la zone poreuse comprenant une pluralité de pores ayant chacun une taille de pore, la zone poreuse présentant une porosité globale comprise entre 100 mhi et 10000 mhi, la porosité globale correspondant à une moyenne des tailles de pore mesurées dans la zone poreuse, et
- une étape de réticulation de G hydrogel avec au moins un cation divalent, de préférence du calcium, et de la transglutaminase, ledit hydrogel possédant une résistance mécanique de 1 kPa à 1000 kPa.
26. Implant corporel tridimensionnel selon la revendication 25, susceptible d’être obtenu par le procédé de fabrication dans lequel, au cours de l’étape de réticulation, le cation divalent et la transglutaminase sont ajoutés de façon concomitante.
27. Implant corporel tridimensionnel selon l’une quelconque des revendications 25 et
26, susceptible d’être obtenu par le procédé de fabrication dans lequel l’hydrogel comprend de 0,5 % à 3 % d’alginate et de 1 % à 17,5 % de gélatine.
28. Implant corporel tridimensionnel selon l’une quelconque des revendications 25 à 27, susceptible d’être obtenu par le procédé de fabrication dans lequel l’hydrogel comprend en outre du fibrinogène réticulé, et de préférence jusqu’à 2 % de fibrinogène réticulé.
29. Implant corporel tridimensionnel selon l’une quelconque des revendications 25 à 28, susceptible d’être obtenu par le procédé de fabrication prévoyant en outre d’utiliser de la thrombine au cours de l’étape de réticulation.
30. Implant corporel tridimensionnel selon l’une quelconque des revendications 25 à
29, susceptible d’être obtenu par le procédé de fabrication dans lequel, au cours de l’étape de mise en forme tridimensionnelle, un procédé de fabrication additive, notamment d’impression 3D, est mis en œuvre.
31. Implant corporel tridimensionnel selon l’une quelconque des revendications 25 à 30, susceptible d’être obtenu par le procédé de fabrication comprenant en outre une étape de stérilisation.
PCT/FR2022/051265 2021-06-25 2022-06-24 Implants corporels tridimensionnels WO2022269215A1 (fr)

Priority Applications (6)

Application Number Priority Date Filing Date Title
AU2022299598A AU2022299598A1 (en) 2021-06-25 2022-06-24 Three-dimensional body implants
US18/029,290 US20230364306A1 (en) 2021-06-25 2022-06-24 Three-dimensional body implants
CN202280044902.8A CN117561087A (zh) 2021-06-25 2022-06-24 三维人体植入物
KR1020247002098A KR20240046163A (ko) 2021-06-25 2022-06-24 삼-차원 신체 임플란트
CA3224136A CA3224136A1 (fr) 2021-06-25 2022-06-24 Implants corporels tridimensionnels
EP22744283.7A EP4359025A1 (fr) 2021-06-25 2022-06-24 Implants corporels tridimensionnels

Applications Claiming Priority (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
FRFR2106827 2021-06-25
FR2106827A FR3124395A1 (fr) 2021-06-25 2021-06-25 Implants corporels tridimensionnels

Publications (1)

Publication Number Publication Date
WO2022269215A1 true WO2022269215A1 (fr) 2022-12-29

Family

ID=77519283

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
PCT/FR2022/051265 WO2022269215A1 (fr) 2021-06-25 2022-06-24 Implants corporels tridimensionnels

Country Status (8)

Country Link
US (1) US20230364306A1 (fr)
EP (1) EP4359025A1 (fr)
KR (1) KR20240046163A (fr)
CN (1) CN117561087A (fr)
AU (1) AU2022299598A1 (fr)
CA (1) CA3224136A1 (fr)
FR (1) FR3124395A1 (fr)
WO (1) WO2022269215A1 (fr)

Non-Patent Citations (9)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
ARMIN VEDADGHAVAMI ET AL., ACTA BIOMATERIALIA, vol. 62, 2017, pages 42 - 63
CHEN QIUHONG ET AL: "An Interpenetrating Alginate/Gelatin Network for Three-Dimensional (3D) Cell Cultures and Organ Bioprinting", MOLECULES, vol. 25, no. 3, 1 February 2020 (2020-02-01), DE, pages 756, XP055898921, ISSN: 1433-1373, DOI: 10.3390/molecules25030756 *
CHEN QTIAN XFAN JTONG HAO QWANG X: "An Interpenetrating Alginate/Gelatin Network for Three-Dimensional (3D) Cell Cultures and Organ Bioprinting", MOLECULES, vol. 25, no. 3, 2020, pages 756, XP055898921, DOI: 10.3390/molecules25030756
E.M. AHMED, JOURNAL OF ADVANCED RESEARCH, vol. 6, 2015, pages 105 - 121
GILS JOSE ET AL., CURRENT MÉDICINAL CHEMISTRY, vol. 27, 2020, pages 2734 - 2776
GUIMARÀES C. ET AL., NATURE REVIEWS MATERIALS, vol. 5, 2020, pages 351 - 370
MARTA CALVO CATOIRA ET AL., JOURNAL OF MATERIALS SCIENCE : MATERIALS IN MEDICINE, vol. 30, 2019, pages 115
WEN CAI ET AL: "Mechanically Robust Gelatin-Alginate IPN Hydrogels by a Combination of Enzymatic and Ionic Crosslinking Approaches : Mechanically Robust Gelatin-Alginate IPN Hydrogels", vol. 299, no. 4, 1 April 2014 (2014-04-01), DE, pages 504 - 513, XP055898893, ISSN: 1438-7492, Retrieved from the Internet <URL:https://api.wiley.com/onlinelibrary/tdm/v1/articles/10.1002%2Fmame.201300274> DOI: 10.1002/mame.201300274 *
XIAOHONG WANG ET AL: "Gelatin-Based Hydrogels for Organ 3D Bioprinting", POLYMERS, vol. 9, no. 401, 30 August 2017 (2017-08-30), pages 1 - 24, XP055761099, DOI: 10.3390/polym9090401 *

Also Published As

Publication number Publication date
KR20240046163A (ko) 2024-04-08
AU2022299598A1 (en) 2024-01-04
EP4359025A1 (fr) 2024-05-01
CN117561087A (zh) 2024-02-13
US20230364306A1 (en) 2023-11-16
CA3224136A1 (fr) 2022-12-29
FR3124395A1 (fr) 2022-12-30

Similar Documents

Publication Publication Date Title
Hu et al. Development of collagen/polydopamine complexed matrix as mechanically enhanced and highly biocompatible semi-natural tissue engineering scaffold
JP6757329B2 (ja) 自己組み込み型ヒドロゲル及びその製造方法
Straley et al. Biomaterial design strategies for the treatment of spinal cord injuries
CA2969285C (fr) Gel de cartilage pour la reparation cartilagineuse, comprenant du chitosane et des chondrocytes
Xu et al. Stiffness of photocrosslinkable gelatin hydrogel influences nucleus pulposus cell propertiesin vitro
US10434216B2 (en) Ultra-thin film silk fibroin/collagen composite implant and manufacturing method therefor
Gupta et al. Meniscal tissue engineering via 3D printed PLA monolith with carbohydrate based self-healing interpenetrating network hydrogel
Shevchenko et al. The in vitro characterization of a gelatin scaffold, prepared by cryogelation and assessed in vivo as a dermal replacement in wound repair
Sionkowska et al. Bacterial nanocelullose in biomedical applications: A review
JP2009515619A (ja) 特に医療用途のための複合材料、及び材料の製造方法
AU2011200128B2 (en) Skin equivalent culture
US20200324021A1 (en) 3D Printed Scaffold Structures and Methods of Fabrication
Varoni et al. Hierarchic micro-patterned porous scaffolds via electrochemical replica-deposition enhance neo-vascularization
Kim et al. Tendon-inspired nanotopographic scaffold for tissue regeneration in rotator cuff injuries
Ghandforoushan et al. Enhancing the function of PLGA-collagen scaffold by incorporating TGF-β1-loaded PLGA-PEG-PLGA nanoparticles for cartilage tissue engineering using human dental pulp stem cells
US9173969B2 (en) Biomaterial for wound healing
Klak et al. Bioink based on the dECM for 3D bioprinting of bionic tissue, the first results obtained on murine model
Kim et al. The effects of fibrinogen concentration on fibrin/atelocollagen composite gel: an in vitro and in vivo study in rabbit calvarial bone defect
WO2022269215A1 (fr) Implants corporels tridimensionnels
JP5935181B2 (ja) 創傷治癒用の生体材料およびその調製
FR2927632A1 (fr) Cornee et muqueuse reconstruites.
Malandain et al. Cell-Laden 3D Hydrogels of Type I Collagen Incorporating Bacterial Nanocellulose Fibers
US20220347351A1 (en) Novel porous scaffold and method for manufacturing same
EP4359022A1 (fr) Procede de consolidation d&#39;un hydrogel alginate / gelatine
KR102096578B1 (ko) 창상 드레싱용 셀룰로오스 기반 다공성 필름의 제조방법 및 상기 제조방법에 의해 얻어진 셀룰로오스 기반 다공성 필름을 이용한 조직 재생방법

Legal Events

Date Code Title Description
121 Ep: the epo has been informed by wipo that ep was designated in this application

Ref document number: 22744283

Country of ref document: EP

Kind code of ref document: A1

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2022299598

Country of ref document: AU

Ref document number: AU2022299598

Country of ref document: AU

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2023579749

Country of ref document: JP

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 202280044902.8

Country of ref document: CN

Ref document number: 3224136

Country of ref document: CA

REG Reference to national code

Ref country code: BR

Ref legal event code: B01A

Ref document number: 112023027153

Country of ref document: BR

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2022299598

Country of ref document: AU

Date of ref document: 20220624

Kind code of ref document: A

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 1020247002098

Country of ref document: KR

WWE Wipo information: entry into national phase

Ref document number: 2022744283

Country of ref document: EP

NENP Non-entry into the national phase

Ref country code: DE

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 2022744283

Country of ref document: EP

Effective date: 20240125

ENP Entry into the national phase

Ref document number: 112023027153

Country of ref document: BR

Kind code of ref document: A2

Effective date: 20231221