* Sectia Chirurgie, Spitalul Militar de Urgentã “Constantin Papilian” Cluj-Napoca* Sectia Chirurgie* Departamentul de Anatomie Patologicã
Introducere
Reconstructia defectelor parietale a intrat într-o nouã sferã de interes ştiintific (clinic, histologic şi biochimic) odatã cu introducerea pe scarã largã a utilizãrii materialelor protetice sintetice. În ciuda acceptãrii unanime şi a rezultatelor extrem de convingãtoare în ceea ce priveşte rata de recidivã, existã un numãr crescut de rapoarte care descriu diverse modificãri la nivelul plãgii sau complicatii ale acesteia.
În peste 50% din cazuri sunt detectate ecografic seroame care indicã prezenta unei reactii inflamatorii locale (1). Marginile “tãioase” ale protezei pot leza tesuturile înconjurãtoare ale implantului ca, de exemplu, funiculul spermatic (2). Reactia inflamatorie localã urmatã de contractia fiziologicã a plãgii produce contractia şi plicatura protezei, cu reducerea pânã la 60% a suprafetei initiale a acesteia (3,4,5). S-au descris migrãri ale protezei la nivelul intestinului sau vezicii urinare, fistulele consecutive reprezentând o problemã de tratament (6,7,8,9,10). Înglobarea protezelor în tesutul cicatriceal secundar, mai ales a celor de mari dimensiuni, poate conduce la limitarea mobilitãtii peretelui abdominal, care se asociazã cu un sindrom dureros acuzat de pacient (11-14).
Studiile experimentale animale, în care s-au inserat proteze la nivelul peretelui abdominal, aratã cã acestea induc o reactie inflamatorie initialã. Aceasta este conditionatã de compozitia chimicã a materialului implantat, de caracteristicile fizice (suprafata de contact cu organismul gazdã) şi de caracteristicile mecanice (15). În 1992 şi 1997, Amid a raportat cã materialele protetice pot avea o influentã mare asupra rezultatelor clinice obtinute dupã implantare (16, 17).
In toate studiile clinice umane aceste materiale protetice sunt descrise ca fiind inerte, dar nu existã pânã în prezent suficiente date care sã confirme acest fapt. Baza actualã de cunoaştere şi întelegere a mecanismelor de comportament ale implantului este reprezentatã doar de studiile experimentale pe animale.
Scopul acestui studiu este sã investigheze reactia tisularã indusã de protezele extrase de la subiecti umani.
Material si metode
Mostrele de tesuturi: un total de 15 mostre de proteze implantate au fost extrase în timpul unei a doua interventii cu diverse obiective. Au fost excluse din studiu 3 cazuri la care meşa s-a extras complet din motive septice: 1 caz de hernie inghinalã bilateralã la care s-a practicat protezare tip Stoppa cu protezã poliestericã împletitã (MersileneTM Ethicon, Johnson & Johnson), 1 caz de eventratie subombilicalã cu protezã polipropilenicã monofilarã (MarlexTM, Bard – Billerica Inc) şi 1 caz de eventratie supraombilicalã la care s-a montat în alt serviciu o protezã poliestericã împletitã (PlastexTM Incerplast ) şi care a dezvoltat o fistulã de jejun. Din cele 15 cazuri rãmase, în 6 situatii meşa a fost îndepãrtatã complet pentru diverse motive; la restul s-au obtinut fragmente de 2 x 2 cm cu ocazia unor interventii chirurgicale pentru alte afectiuni (tabelul 1).
Studiul morfologic: mostrele au fost examinate la micros-copie opticã uzualã şi cu luminã polarizatã. Dupã recoltare, probele au fost fixate în formol 10% (pH = 7,4) pentru maximum 24 de ore. Materialul fixat a fost sectionat în benzi de 0,3 x 1 cm, deshidratat şi înglobat în blocuri de parafinã. Din blocuri s-au sectionat fragmente cu o grosime de 10-15 mm, care au fost colorate pentru evaluare histologicã cu Hematoxilinã – Eozinã, roşu Sirius, şi reticulinã.
Evaluarea morfometricã: a constat în analiza cantitativã a celulelor reactiei inflamatorii şi a reactiei tesuturilor moi. Celulele au fost numãrate în fiecare 5 lame colorate cu hematoxilinã-eozinã pe 10 câmpuri pentru fiecare lamã la o mãrire de x 100 (0,106 mm²) şi s-a calculat media. S-a mãsurat volumul partial (VP%) al infiltratului inflamator, al tesutului conjunctiv, al vaselor şi proportia (%) de macrofage, leucocite şi fibroblaşti.
Imunohistochimia: s-a efectuat pe materialul inclus la parafinã utilizând metoda complexului avidinã-biotinã cu diaminobenzidinã drept cromogen (factor de culoare). Drept marker al proliferãrii celulare s-a utilizat anticorp monoclonal uman TGF (Transforming Growth Factor) în dilutie de 1:10. Preparatele au fost colorate automatizat cu ajutorul aparatului de imuno-histochimie Biogenex.
Statistica: prelucrarea statisticã a datelor s-a realizat cu ajutorul pachetului de prelucrare a datelor din Excel sub Windows XP 2003. Datele au fost exprimate ca medii ± deviatia standard. Datele morfologice au fost testate pentru semnificatia statisticã utilizând analiza variantei (ANOVA) pentru mãsurãtori repetate urmatã de testul t-Student pe perechi în cazul diferentelor semnificative statistic. Corelatia dintre variabile a fost descrisã utilizând coeficientul de corelatie al lui Pearson. Probabilitãti mai mici de 0,05 au fost acceptate ca fiind semnificative.
Rezultate: Între ianuarie 2000 şi decembrie 2005 am obtinut un numãr de 15 mostre de materiale protetice implantate, de la 11 subiecti de sex masculin (73,33%) şi 4 subiecti de sex feminin (26,66%), cu vârsta cuprinsã între 36 şi 73 de ani (medie 57,46 ± 9,7 ). Mostrele au cuprins 6 proteze complet extrase şi 12 fragmente de 2x2 cm. Ele au fost constituite dupã polimerul de bazã din: polipropilenã – 10 mostre (MarlexTM 1 caz şi ProleneTM 9 cazuri) şi poliesteri – 5 cazuri (MersileneTM în toate situatiile). Toate meşele complet extrase erau deformate şi contractate (fig. 1).
In raport cu tipul de protezã analizatã s-au împãrtit bolnavii în douã grupe de studiu: grupul A – cei la care s-au analizat proteze poliesterice şi grupul B – cei la care s-au analizat proteze polipropilenice.
Distribuitã pe grupe, vârsta medie a fost mai mare la bolnavii din grupul A, diferenta fiind la limita semnificatiei statistice (p = 0,04585833)
Analiza cu testul de variantã (testul F) aratã cã aceste diferente nu existã (p = 0,057375541) astfel încât cele douã grupe pot fi considerate omogene din acest punct de vedere.
Timpul scurs de la implantare a variat între 2 şi 46 de luni (medie 15,13 ± 14,14 luni). Pentru grupul A, valoarea medie a fost de 32,4 ± 10,33 ( 18 - 46) luni, în timp ce pentru grupul B a fost de 6,5 ± 3,89 (2 - 14) luni. Diferentele sunt semnificative statistic atât cu testul F cât t şi cu testul t (p = 0,014923866 respectiv p = 0,001897974).
9 dintre subiecti (56,25%) au fost pacienti ai serviciului nostru, proteza fiind implantatã dupã tehnica descrisã de Rives – Stoppa; restul pacientilor provin din alte servicii.
Analiza morfometricã
1. Volumul partial al infiltratului inflamator: polimorfo-nuclearele au fost detectate cu regularitate la nivelul interfetei meşã - tesut gazdã. In grupul A procentul mediu al volumului inflamator a fost de 8,4±1,67, cu valori cuprinse între 7 (minim) şi 11 (maxim). În grupul B, valorile medii au fost de 28,7±5,25 (minim 20 - maxim 36). Diferentele înregistrate sunt semnifivative statistic (p=0,0001; F=0,041766) (fig. 2 şi 3).
Se constatã o puternicã corelatie între volumul inflamatiei şi momentul implantãrii, în cazul grupului A (r = 0,913676, r² = 0,8348) şi una similarã dar de mai micã amploare în cazul grupului B (r = 0,877592, r² = 0,77016). Nu existã corelatii între aceastã variabilã şi variabila vârstã în cazul grupului A (r = 0,25718) dar apare o corelatie inversã relativ intensã în cazul grupului B (r = - 0,793283).
2. Volumul partial al tesutului conjunctiv: a înregistrat valori medii mai mici în cadrul grupului A (24,4 ± 7,05) fatã de cel din grupul B (38,3 ± 6,25). Diferentele sunt semnificative statistic (p = 0,003434). Nu existã corelatii între aceastã variabilã şi vârstã, dar se coreleazã intens cu timpul de implantare în grupul A (r = 0,95709, r² = 0,916) şi mai putin intens în grupul B (r = 0,7686, r² = 0,5907). În ciuda valorilor crescute ale coeficientului de corelatie, analiza norului de puncte indicã o dispersie relativ mare a valorilor variabilelor, ceea ce indicã faptul cã aceastã corelatie este doar partial adevãratã (fig. 4).
S-a evidentiat o corelatie înaltã între volumul partial al tesutului conjunctiv şi numãrul fibroblaştilor evidentiati pe câmp (rA = 0,91151 respectiv rB = 0,9211102) dar aceasta nu a fost confirmatã decât la grupul B, deoarece s-a asociat cu o dispersie redusã a norului de puncte pe dreapta de regresie (fig. 5).
S-a calculat şi corelatia dintre volumul partial al inflamatiei şi volumul tesutului conjunctiv. În ciuda coeficientului mare de corelatie obtinut pentru protezele poliesterice (r = 0,787) analiza norului de puncte indicã o dispersie mare fatã de dreapta de regresie, ceea ce indicã lipsa de legãturã între aceste componente ale rãspunsului celular local (fig. 6a). In cazul protezelor polipropilenice, indicele de corelatie a avut o valoare mult mai redusã (r = 0,591), dar s-a asociat cu o dispersie redusã fatã de dreapta de regresie indicând în fapt dependenta rãspunsului conjunctiv de amploarea inflamatiei (fig. 6b).
3. Volumul partial al vaselor: au fost localizate în afara filamentelor protetice, în tesutul conjunctiv; coloratia cu reticulinã a marcat doar lumenul acestora. În grupul A, acesta a înregistrat valoarea medie de 6 ± 2,23 spre deosebire de grupul B, unde valoarea a fost mai mare (9,6 ± 2,31) (p = 0,0094237) (fig. 7).
Ca şi în celelalte situatii, volumul partial al vaselor nu s-a asociat cu vârsta dar a înregistrat valori mari ale coeficientului de corelatie in raport cu timpul de implantare (rA = 0,995307, respectiv rB = 0,8243009). În ambele situatii, corelatia nu este sinonimã cu dispersia norului de puncte care prezintã dispersii mari fatã de ambele variabile (date nereprezentate).
În toate mostrele tisulare, numãrul de celule inflamatorii au fost semnificativ mai ridicat la cele din grupul B fatã de cele din grupul A cu exceptia limfocitelor (tabelul 2).
Numãrul mediu de fibroblaşti numãrati pe câmp a fost de 20,2 ± 2,58 pentru mostrele recoltate din grupul A şi de 13,5 ± 9,13 pentru cele din grupul B (p = 0,026672). Deşi mare, coeficientul de corelatie pentru tesut conjunctiv nu se regãseşte în dispersia norului de puncte decât pentru mostrele din grupul B (fig. 7). Numãrul de celule inflamatorii a fost înalt corelat cu numãrul fibroblaştilor în toate mostrele examinate doar în cazul macrofagelor (tabelul 3).
Analiza morfometricã globalã a protezelor poliesterice a evidentiat în special o reactie inflamatorie localã caracterizatã prin celule gigante multinucleate, dar reduse cantitativ (1-2 pe câmp) (fig. 8).
Nu s-au depistat semne de inflamatie acutã decât pe arii mici, doar în jurul filamentelor protezei. Volumul partial al infiltratului inflamator a fost redus, la fel ca şi cel al vaselor. Volumul partial al celulelor inflamatorii a fost pe ansamblu mult mai redus decât la protezele de polipropilenã. În ciuda timpului lung de implantare (32 de luni) a persistat o minimã reactie inflamatorie.
Volumul colagenului a fost redus cantitativ formând o capsulã subtire în jurul fibrelor; deasemenea se observã pãtrunderea fibrelor de colagen între filamentele protetice cu formarea unei retele fine (fig. 9).
Porii au fost umpluti preponderent cu tesut adipos şi doar în câteva zone aceştia au fost colonizati cu cu tesut conjunctiv. Studiul lamelor colorate cu roşu Sirius în luminã polarizatã au evidentiat în cazul protezelor poliesterice o preponderentã a colagenului tânãr, imatur (C3) în defavoarea celui de tip matur (C1) (fig. 10). Nu s-au constatat modificãri ale dimensiunilor porilor pe nici una din lamele examinate.
Protezele polipropilenice au determinat un proces inflamator cu granuloame tipice de corp strãin ce au inclus celule epitelioide şi celule gigante. Spre deosebire de poliesteri, reactia inflamatorie acutã era mult mai persistentã (PMN în cantitate mai mare) şi asociatã, în majoritatea cazurilor, cu necrozã fibrinoidã focalã. Procesul inflamator a fost acompaniat de fibrozã perifilamentarã pronuntatã, cu depunere excesivã de fibre de colagen. La nivelul interfetei, aceste fibre erau orientate paralel cu filamentul protetic. Porii erau umpluti cu tesut conjunctiv bogat în colagen (fig. 11).
Examinarea lamelor în luminã polarizatã a pus în evidentã o preponderentã a colagenului de tip matur, dispus în bandelete groase inter şi perifilamentare, cu rare insule de colagen imatur dispuse în periferie (fig. 12).
Dimensiunea medie a porilor a scãzut considerabil de la 2,5 ± 0,5 mm la 2,1 ± 0,2 mm (p = 0,02731, testul - t). Aceasta corespunde cu o reducere a lungimii cu 17% şi a ariei, cu 31%.
Discutii
Utilizarea materialelor protetice în chirurgia defectelor parietale reprezintã un exemplu bun de progres chirurgical, atât în privinta ratei de recidivã cât şi a calitãtii vietii bolnavului operat. Dacã în anii ’60 utilizarea lor în practica umanã era consideratã “aventurierã şi neortodoxã”, astãzi peste 50% din cele douã milioane de defecte parietale operate anual pe glob beneficiazã de insertia unei proteze de formã şi structurã chimicã diferitã (14).
Scopul final al protezãrii este de-a închide şi întãri peretele abdominal fãrã însã a produce complicatii severe dupã implantare (infectie, aderente, fistule). Pânã în prezent, majoritatea datelor despre biocompatibilitatea materialelor protetice provin în principal din experimente animale (18 - 21). Extinderea utilizãrii lor în practica umanã, a dus implicit şi la evidentierea “fetei nevãzute a lunii” prin aparitia unor complicatii de naturã sã conducã la îndepãrtarea lor. S-au dezvoltat astfel studii histologice şi imuno-histochimice, care au evaluat nivelul de biocompatibilitate al acestora (14, 15, 22, 23, 24).
Determinarea caracteristicã a rãspunsului celular la nivelul interfetei gazdã - protezã permite o evaluare specificã calitativã şi cantitativã a comportamentului local al materialelor protetice. Obtinute la reinterventie, mostrele protetice oferã unica posibilitate de-a “arunca o privire” în intimitatea mecanismelor de comportament la nivel tisular permitând studiul biocompatibilitãtii lor.
În general, întãrirea peretelui abdominal cu materiale protetice se realizeazã atât prin consolidare mecanicã cât şi prin inducerea unei cicatrici capabile sã se opunã presiunii intra-abdominale. Proprietãtile mecanice ale acestui perete abdominal artificial sunt reglate de rãspunsul fibros al gazdei, care la rândul lui este conditionat de proprietãtile chimice şi fizice ale ale implantului (21).
Experimental, toate protezele produc dupã implantare o reactie inflamatorie acutã cronicã la nivelul tesutului receptor. Cantitatea şi calitatea inflamatiei este direct dependentã de materialul utilizat. Acesta induce şi controleazã rãspunsul tesutului conjunctiv.
Cu toate cã în prezentul studiu s-au analizat doar putine mostre de proteze, s-a putut evidentia histologic un rãspuns specific fiecãrui material în parte care confirmã persistenta inflamatiei de-a lungul anilor.
Formarea tesutului conjunctiv coreleazã semnificativ cu magnitudinea inflamatiei, dar volumul partial al tesutului conjunctiv nu permite elaborarea unei predictii legate de stabilitatea mecanicã. Studiile clinice şi experimentale au demonstrat cã implantarea protezelor resorbabile de poliglactin 910 (Vycril) conduc la formarea unei cicatrici parietale bogate în colagen. În ciuda acestui aspect, herniile reparate cu acest tip de protezã au recidivat aproape întotdeauna (25,26). Prin opozitie, modificãrile induse de meşele poliesterice şi polipropilenice asigurã o ratã “comodã” de recidivã, în ciuda cantitãtii mai mici de tesut conjunctiv pe care o produc comparativ cu acidul poliglicolic.
Atât în cazul mşelor poliesterice cât şi al celor din polipropilenã se observã formarea de punti colagenice între fibrele materialului. Aceste punti dense şi fibroase asociate cu o ratã ridicatã de colagen matur care apare în cazul protezelor din polipropilenã formeazã o placã cicatricealã rigidã, responsabilã de contractia protezei cu 20% în lungime şi cu 40% în suprafatã, comparativ cu proteza nativã, neimplantatã. Aceste rezultate sunt similare cu cele din literaturã (3,4).
Reactia tisularã indusã de poliesteri este caracterizatã de volume reduse de inflamatie, cu macrofage reduse numeric, în comparatie cu polipropilena unde predominã inflamatia şi tesutul conjunctiv. Densitatea crescutã de macrofage şi fibro-blaşti indicã remodelarea persistentã a tesutului cicatriceal.
Proportia mare de fibroblaşti prezentã la interfata protezelor din polipropilenã este proportionalã cu numãrul de macrofage, deoarece acestea din urmã produc factorul de creştere fibro-blastic (Basic Fibroblastic Growth Factor) (19). Datele noastre sunt în contradictie cu cele ale lui Elliot şi Juler care afirmã cã încorporarea tisularã a meşelor de polipropilenã este finalizatã la 8 sãptãmâni de la implantare (27).
Rapiditatea şi intensitatea neoformãrii vasculare în cazul protezelor din polipropilenã sunt probabil mediate tot de activitatea macrofagelor în cadrul procesului de vindecare al plãgii. Leibovich şi colab au arãtat cã factorul a de necrozã tumoralã secretat de macrofage induce formarea vaselor sanguine (28).
Cantitatea crescutã de material protetic precum şi suprafta mare de contact realizatã în cazul protezelor din polipropilenã determinã reactia inflamatorie acutã cu inducerea masivã de tesut conjunctiv în timp ce cantitãti reduse de material protetic (protezele poliesterice) produc o reactie inflamatorie cronicã cu formarea unei cantitãti reduse de tesut conjunctiv. Aceastã concluzie duce la statuarea conceptului de meşe cu greutate mare (polipropilenã) şi meşe cu greutate micã (poliesteri). Astfel, caracteristicile textile primare pot induce comportamentul ulterior al meşelor. Reducerea cantitãtii de polimer în cazul meşelor din polipropilenã cu aproximativ 25% în cazul ProleneTM asigurã o stabilitate suficientã peretelui abdominal nou creat (12).
Concluzii
1. Toate protezele produc o reactie inflamatorie persistentã la nivelul interfetei dintre fibrele polimerului şi tesutul gazdã chiar dupã mai multe luni sau mai multi ani de la implantare.
2. Reactia inflamatorie este dependentã in primul rând de proprietãtile textile ale implantului şi apoi de compozitia chimicã.
3. Protezele poliesterice induc o reactie inflamatorie minimã sau absentã, cu numãr redus de celule gigante şi infiltrat mononuclear redus.
4. Inductia sintezei de colagen este dependentã de volumul reactiei inflamatorii astfel încât se poate afirma cã protezele poliesterice induc o cicatrice mai suplã şi elasticã decât cele din polipropilenã. Rezultatul clinic se traduce printr-o bunã functionalitate a peretelui abdominal fãrã alterarea mobilitãtii acestuia.
5. Cicatricea exuberantã este rãspunzãtoare de reducerea dimensiunilor protezei, producând contractia acesteia. Dimensiunile reduse ale protezei expun la recidivã precoce dar în acelaşi timp creşterea suprafetei protetice reprezintã un factor de risc pentru persistenta reactiei inflamatorii.
Bibliografie
1. Ryan EA. An analysis of 313 consecutive cases of indirect sliding inguinal hernias. Surg Gynecol Obstet. 1956;102(1):45-58.
2. Scales JT. Discussion on metals and synthetic materials in relation to soft tissues; tissue reaction to synthetic materials. Proc R Soc Med. 1953;46:647-653.
3. Amid PK, Shulman AG, Lichtenstein IL. Selecting synthetic mesh for the repair of groin hernia. Postgrad Gen Surg. 1992; 4:150-155.
4. Amid PK. Classification of biomaterials and their related complications in abdominal wall hernia repair. Hernia. 1997;
5. Stoppa R, Diarra B, Verhaege P, Henry X. Some problems encountered at re-operation following repair of groin hernias with preperitoneal prostheses. Hernia. 1998;2(1):335-338.
6. Debord J, Bauer JJ, LeBlanc KA. Short term study on the safety of antimicrobial - agent-impregnated ePTFE patches for hernia repair. Hernia. 1999;3:189-193.
7. Di Vita G, Milano S, Patti R, Raimondo D, Di Bella G, D'Agostino P, et al. Cytokine modifications after tension-free hernioplasty or open conventional inguinal hernia repair. Am J Surg. 2001;181(6):487-91.
8. Gürleyik E, Gürleyik G, Cetinkaya F, Unalmiser S. The inflammatory response to open tension-free inguinal hernioplasty versus conventional repairs. Am J Surg. 1998; 175(3): 179-82.
9. Lichtenstein IL, Shulman AG, Amid PK, Montllor MM. The tension free hernioplasty. Am J Surg. 1989;157(2):188-93.
10. Read RC. Milestones in the history of hernia surgery: prosthetic repair. Hernia. 2004;8(1):8-14. Epub 2003 Oct 28.
11. Beets GL, van Geldere D, Baeten CG, Go PM. Long-term results of giant prosthetic reinforcement of the visceral sac for complex recurrent inguinal hernia. Br J Surg. 1996;83(2):203-6.
12. Kleiber C, Baup M, Metzger A. Endoscopic repair: totally endoscopic properitoneal prosthesis in recurrent inguinal hernia. in: Schumpelick V, Kingsnorth A, editors. Incisional Hernia. Berlin: Springer Verlag; 2001. p. 423-430.
13. Klinge U, Klosterhalfen B, Müller M, Schumpelick V. Foreign body reaction to meshes used for the repair of abdominal wall hernias. Eur J Surg. 1999;165(7):665-73.
14. Klinge U, Klosterhalfen B, Conze J, Limberg W, Obolenski B, Ottinger AP, et al. Modified mesh for hernia repair that is adapted to the physiology of the abdominal wall. Eur J Surg. 1998;164(12):951-60.
15. Kingstorth A. Anatomy of the abdominal wall in management of abdominal hernias. ed. III. Londra: edit. Arnold; 2003.
16. Amid PK, Shulman AG, Lichtenstein IL. Selecting Synthetic Mesh for the Repair of Groin Hernia. Postgrad Gen Surg. 1992;4:150-155.
17. Amid PK. Classification of biomaterials and their related complications in abdominal wall hernia repair. Hernia 1997; 1:5-8.
18. Bellón JM, Contreras LA, Buján J, Palomares D, Carrera-San Martín A. Tissue response to polypropylene meshes used in the repair of abdominal wall defects. Biomaterials. 1998;19(7-9):669-75.
19. Bellón JM, Bujan J, Contreras L, Hernando A, Jurado F. Macrophage response to experimental implantation of polypropylene prosthesis. Eur Surg Res. 1994;26(1):46-53.
20. Bellón JM, Buján J, Contreras LA, Carrera-San Martín A, Jurado F. Comparison of a new type of polytetrafluorothylene patch (MycroMesh) and polypropylene prosthesis (Marlex) for repair of abdominal wall defects. J Am Coll Surg. 1996;183(1):11-8.
21. Bellón JM, Contreras LA, Pascual G, Buján J. Evaluation of the acute scarring response to the implant of different types of biomaterials in the abdominal wall. J Mater Sci Mater Med. 2000;11(1):25-9.
22. Bracco P, Brunella V, Trossarelli L, Coda A, Botto-Micca F. Comparison of polypropylene and polyethylene terephthalate (Dacron) meshes for abdominal wall hernia repair: a chemical and morphological study. Hernia. 2005;9(1):51-5. Epub 2004 Sep 10.
23. Klinge U, Klosterhalfen B. Biomaterials - experimental aspects. In: Schumpelick V, Kingsnorth A, editors. Incisional Hernia. Berlin: edit Springer; 2001. p. 178-197.
24. Taylor SG, Hair A, Baxter GM, O'Dwyer PJ. Does contraction of mesh following tension free hernioplasty affect testicular or femoral blood flow? Hernia. 2001;5(1):13-5.
25. Grant AM. Open mesh versus non-mesh repair of groin hernia: meta-analysis of randomised trials based on individual patient data [corrected]. EU Hernia Trialists Collaboration. Hernia. 2002;6(3):130-6. Epub 2002 Jul 26. Review. Erratum in: Hernia 2002 Dec;6(4):204.
26. Thill RH, Hopkins WM. The use of Mersilene mesh in adult inguinal and femoral hernia repairs: a comparison with classic techniques. Am Surg. 1994;60(8):553-6; discussion 556-7.
27. Elliott MP, Juler GL. Comparison of Marlex mesh and microporous teflon sheets when used for hernia repair in the experimental animal. Am J Surg. 1979;137(3):342-4.
28. Leibovich SJ, Ross R. The role of the macrophage in wound repair. A study with hydrocortisone and antimacrophage serum. Am J Pathol. 1975;78(1):71-100.
