Ein hochelastisches resorbierbares Monofilament-Nahtmaterial aus Poly(3).

Wissenschaftliche Berichte Band 13, Artikelnummer: 3275 (2023) Diesen Artikel zitieren

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Um der wachsenden Nachfrage nach elastischerem Nahtmaterial ohne unerwünschte Knotenlockerung gerecht zu werden, haben wir ein resorbierbares Monofilament-Nahtmaterial aus Poly(3-hydroxybutyrat-co-4-hydroxybutyrat) hergestellt und es einer Charakterisierung der physikalischen Eigenschaften und einer Leistungsbewertung (in vitro und in vivo) unterzogen Abbaubarkeitstests und ein Schweine-Bauchwand-Nahttest). Da dieses flexible, hoch dehnbare und schwer zu lösende Nahtmaterial die zusätzlichen Vorteile einer kleinen Knotengröße und mittel- bis langfristigen Bioabsorbierbarkeit aufwies, wurde der Schluss gezogen, dass es eine sichere Alternative zu bestehenden Monofilament-Nahtmaterialien mit weitreichenden potenziellen Anwendungen darstellt.

Viele medizinische Geräte zur Weichteilrekonstruktion haben konstante Längen, was bedeutet, dass sie sich nicht axial dehnen lassen. Daher können sie nicht für die Weichteilrekonstruktion verwendet werden, die die dynamische Funktion des menschlichen Gelenkgewebes erfordert. Beispielsweise werden Komplikationen bei ihrer Entfernung aufgrund von Beschwerden aufgrund schlechter Dehnbarkeit, Fistelbildung und Neuromen beobachtet, wenn unflexible künstliche Nervenbahnen in der Nähe von Fingergelenken verwendet werden1,2,3. Darüber hinaus enthalten künstliche Bänder Fasern aus nicht absorbierenden Materialien, die in Blatt- oder Zylinderform gewebt sind und eine ausreichende lineare Zugfestigkeit aufweisen4,5. Ihre ökologischen Funktionen (Erweiterung und Formwiederherstellung) werden jedoch nicht korrekt ausgeführt. Daher ist die biomechanische Rekonstruktion von Gelenken mithilfe künstlicher Bänder derzeit nicht möglich. Die Transplantation von Bandrekonstruktionen wird aufgrund ihrer hervorragenden Steifigkeit und Elastizität hauptsächlich mit Autotransplantat-Sehnen durchgeführt.

Die elastischen Eigenschaften von Nähten, die bei chirurgischen Eingriffen verwendet werden, können eine Knotenlockerung und eine Schädigung der Geweberänder durch Scherkräfte verhindern6,7. Obwohl herkömmliche resorbierbare Monofilament-Nahtmaterialien über glatte Oberflächen verfügen und infektionsresistent sind, neigen sie dazu, eine geringe Knotensicherheit aufzuweisen, und ihre Handhabung ist manchmal schwierig, da sie steifer und weniger flexibel als Multifilament-Nahtmaterialien sind8. Viele Chirurgen fordern die Entwicklung resorbierbarer Monofilamentnähte mit einfacherer Handhabung und höherer Knotensicherheit.

Polyhydroxyalkanoate (PHAs) sind biologisch abbaubare Polymere mikrobiellen Ursprungs. Sie weisen eine hohe Biokompatibilität und Umweltfreundlichkeit auf und sind im Bereich der Biomedizintechnik als Komponenten elastischer medizinischer Geräte attraktiv1. Von den derzeit verfügbaren PHAs finden nur 4-Hydroxybutyrat (4HB)-Polymere klinische Anwendungen, hauptsächlich in Nähten und Herz-Kreislauf-Stents9. Poly(3-hydroxybutyrat-co-4-hydroxybutyrat) (P(3HB-co-4HB)) wird mit zunehmendem 4HB-Anteil dehnbarer10; Daher ist es ein vielversprechendes Material für erweiterbare medizinische Geräte. Die Entwicklung von P(3HB-co-4HB) wurde jedoch durch die folgenden Faktoren behindert: (i) die Unfähigkeit, hochmolekulares P(3HB-co-4HB)11 chemisch zu synthetisieren, (ii) begrenzte verfügbare Einrichtungen zur Durchführung der mikrobiellen Synthese, (iii) technische Schwierigkeiten bei der Kultivierung und Reinigung stabiler hochmolekularer Copolymere unter Beibehaltung eines konstanten Copolymerisationsverhältnisses, (iv) Herausforderungen bei der Bioverarbeitung im Maßstab und (v) Herausforderungen beim Spinnen der gereinigten Copolymere.

In dieser Studie haben wir die oben genannten Probleme gelöst und hochreine Copolymere mit hohem Molekulargewicht hergestellt. Darüber hinaus haben wir elastische Vliesstoffe und Beutelstrukturen entwickelt, die zur Frakturbehandlung eingesetzt werden können12. Hierin wird über die umfassende Charakterisierung und Eignung hochelastischer resorbierbarer Monofilament-Nahtmaterialien aus P(3HB-co-4HB) für praktische Anwendungen berichtet.

Die chemischen Strukturen der Wiederholungseinheiten der in dieser Studie verwendeten resorbierbaren Monofilament-Nahtmaterialien, P(3HB-co-4HB), Monomax® (P(4HB)), Maxon® (Poly(glycolid-co-trimethylencarbonat), PGA- TMC-Copolymer), PDS® II (Poly-p-dioxanon) und LACLON® (Poly(L-lactid/ε-caprolacton), P(LA/CL)) sind in Abb. 1 dargestellt.

Chemische Strukturen der in dieser Studie verwendeten resorbierbaren Monofilamentnähte: (A) P(3HB-co-4HB), (B) P(4HB), (C) PGA-TMC-Copolymer, (D) Poly-p-dioxanon und (E) P(LA/CL).

Das Aussehen und die rasterelektronenmikroskopischen Bilder des P(3HB-co-4HB)-Monofilamentnahtmaterials [United States Pharmacopoeia (USP) 2.5-0, 4HB-Gehalt = 16 Mol-%] sind in Abb. 2 dargestellt. Im Vergleich zu Monomax® (USP 2-0) zeigte P(3HB-co-4HB) eine um 50 % geringere Zugfestigkeit (167 MPa), einen ~ 50 % geringeren Elastizitätsmodul (261 MPa) und eine zweifach höhere Bruchdehnung (113 %). was bedeutet, dass es geschmeidig und dehnbar war (Tabelle 1). Trotz einer erheblichen Restdehnung nach 100 % Dehnungsverformung (15 %) und einer plastischen Verformung über die Elastizitätsgrenze hinaus brach es im Gegensatz zu anderen Nähten nicht (Abb. 3). Nach 50 % Dehnungsverformung im zyklischen Test betrugen die Restdehnungen von Monomax® und dem neu entwickelten Nahtmaterial 20 bzw. 7 % (d. h. die entsprechenden Erholungen betrugen 80 bzw. 93 %) (Abb. 4).

Fotografische (links), Seitenansicht-REM (Mitte) und Querschnitt-REM-Bilder (rechts) des P(3HB-co-16 Mol-% 4HB)-Nahtmaterials.

Fotos der P(3HB-co-16 Mol-% 4HB)-Nähte ohne Spannung (oben) und unter Spannung (unten).

Zugtestergebnisse der Monofilament-Nähte P(3HB-co-16 Mol-% 4HB) (links) und Monomax® (rechts) (n = 1).

Unter Verwendung des P(3HB-co-4HB)-Monofilamentnahtmaterials (USP 2,5-0) wurde ein Knoten gebildet, der in Abb. 5 dargestellt ist. Tabelle 2 listet den zugehörigen Fadendurchmesser und die Knotengröße auf. Die entsprechenden Daten für PDS® II (USP 4-0) als Vergleichsbeispiel sind in Abb. 5 und Tabelle 3 dargestellt. Im Vergleich zu PDS® II weist das Nahtmaterial einen kürzeren Umfang (4,03 vs. 4,77 mm) und einen kleineren Knoten auf Fläche (0,843 vs. 1,20 mm2) und ein kleineres Verhältnis von Knotenfläche zu Fadendurchmesser (3,28 vs. 7,32). Allerdings hat es einen größeren Fadendurchmesser (0,256 vs. 0,163 mm) und daher eine deutlich kleinere Knotengröße (P = 0,0079).

Fotos von chirurgischen Knoten, die mit den resorbierbaren Monofilament-Nähten P(3HB-co-4HB) (USP 2,5-0) (links) und PDS® II (USP 4-0) (rechts) hergestellt wurden.

Tabelle 4 listet die Knotensicherheitsfaktoren (KSFs) bestehender und neu entwickelter resorbierbarer Monofilament-Nahtmaterialien auf. Dabei zeigt sich ein niedrigerer KSF (2) für P(3HB-co-4HB), der denen derzeit verwendeter Nahtmaterialien überlegen ist.

Eine Abnahme der anfänglichen linearen Zugfestigkeit der P(3HB-co-4HB)-Nähte von 161 auf 104,6 MPa (dh um 35,0 %) trat nach 12-wöchigem Eintauchen in Dulbecco-Puffer auf (Abb. 6). Das fraktionierte gewichtsmittlere Molekulargewicht (Mw; Wert vor dem Eintauchen = 320.000, Da = 100 %) als Funktion der Eintauchzeit (Abb. 7) zeigt nach 16 Wochen einen Rückgang um 50 %. Darüber hinaus behielt das P(3HB-co-4HB)-Nahtmaterial eine hohe Elastizität und eine erhebliche Bruchdehnung bei (160 %, vgl. Anfangswert von 240 %) (Abb. 6).

Erhaltung der Zugfestigkeit und Bruchdehnung in vitro.

Beibehaltung des gewichtsmittleren Molekulargewichts in vitro.

Die Ergebnisse der Zugtests, die an Ratten subkutan implantierten P(3HB-co-4HB)-Nähten durchgeführt wurden (Restfestigkeit ≈ 77 % in Woche 4 und ≈ 63 % in Woche 16), stimmten mit denen der In-vitro-Tests überein. Die anfängliche lineare Zugfestigkeit wurde 26 Wochen lang bei 50 % (Haltedauer der 50 %-Zugfestigkeit) gehalten (Abb. 8). Der fraktionelle Rückgang des Mw mit zunehmender Implantationszeit (Abb. 9) zeigt einen Rückgang von 50 % 16 Wochen nach der Implantation. Darüber hinaus blieb die Bruchdehnung der P(3HB-co-4HB)-Naht 26 Wochen nach der Implantation bei nahezu 200 % (Abb. 8).

Erhaltung der Zugfestigkeit und Bruchdehnung in vivo.

Beibehaltung des gewichtsmittleren Molekulargewichts in vivo.

Sieben Wochen nach der Einbindung der Bauchwandnaht wurden an keiner der drei Nahtstellen makroskopisch wesentliche Komplikationen (Anzeichen einer Infektion, Wunddehiszenz, Bauchwandnarbenbruch oder Verwachsungen) beobachtet (Abb. 10). Die histologische Untersuchung der P(3HB-co-4HB)-Naht durch einen unabhängigen Pathologen ergab einen einheitlichen Wert für Entzündung, Nekrose und fibröse Verdickung (Tabelle 5). Die histologischen Bilder der schwachen Ausdehnung der Hämatoxylin- und Eosin (HE)-Färbung des umgebenden Gewebes der P(3HB-co-4HB)-, PGA-TMC-Copolymer- und P(4HB)-Nähte sind in den Abbildungen dargestellt. 11, 12 und 13. Diese Ergebnisse deuten darauf hin, dass das P(3HB-co-4HB)-Nahtmaterial nach sieben Wochen weniger Entzündungen aufwies als die beiden anderen resorbierbaren Monofilamentnähte und auch hinsichtlich Nekrose und faseriger Verdickung nicht unterlegen war.

Bilder von Abdomen (links) und Bauchdecke (rechts) von Microminipigs® sieben Wochen nach der Operation.

Mikroskopisches Bild von HE-gefärbtem P(3HB-co-4HB)-Perisuturgewebe. Die Naht (weißes Oval) ist von violett gefärbten Entzündungszellen umgeben. Die Ansammlung von Entzündungszellen um die neue Naht herum war weniger ausgeprägt als um die Maxon®- und Monomax®-Nahten.

Mikroskopisches Bild von HE-gefärbtem Maxon® Perisuturgewebe.

Mikroskopisches Bild von HE-gefärbtem Monomax®-Perisuturgewebe.

Im Vergleich zu seinen im Handel erhältlichen Analoga hatte das P(3HB-co-4HB)-Monofilament-Nahtmaterial einen niedrigeren Elastizitätsmodul, eine bessere Dehnbarkeit (fast das Doppelte der Bruchdehnung) und eine kleinere Knotengröße (dh einen höheren Lockerungswiderstand). Darüber hinaus brach das neu entwickelte Nahtmaterial nicht, wenn es auf das Doppelte seiner ursprünglichen Länge gedehnt wurde, und zeigte beim Entspannen eine Längenwiederherstellung von 85 %. Da die durch den In-vivo-Test ermittelte Beibehaltungsdauer der Zugfestigkeit von 50 % nahezu 26 Wochen betrug, wurde der Schluss gezogen, dass es sich bei dem Nahtmaterial um einen allmählich hydrolysierten, mittel- bis langfristig resorbierbaren Typ handelte. Im Vergleich zu bestehenden resorbierbaren Nähten verursachte es im Schweinebauchwandtest keine Infektionen oder Narbenhernien und war histologisch nicht minderwertig bei der Auslösung von Entzündungen.

Die Young-Moduli bestehender resorbierbarer Monofilament-Nähte übertrafen die zuvor für viszerale Organe (Magen, Dickdarm und Blase), subkutanes und anderes Gewebe (≤ 10 MPa) und Sehnen (450 MPa) berichteten Werte erheblich13,14,15. Die Verwendung dieser Nähte führt zu einer Gewebeschädigung aufgrund einer nicht übereinstimmenden Steifigkeit. Nach der Reparatur des Rotatorenmanschettenrisses wurden mechanisches Versagen und Käseverdrahtungen (Sehnendurchtrennung) beobachtet16,17,18. Darüber hinaus führt die Käseverdrahtung nach der Reparatur der Rotatorenmanschette und des Meniskus zu einer postoperativen Reruptur19,20. Eine Langzeitbewertung der offenen Meniskusreparatur über einen Zeitraum von 10 Jahren zeigte, dass 21–29 % der Rezisionen postoperativ auftraten21,22,23, während Beamer et al. berichteten über Gewebeversagen aufgrund von Nahtsteifheit24. Durch die Verringerung der Steifigkeitsinkongruenz kann daher die Wahrscheinlichkeit eines Bruchs nach einer Gewebereparatur verringert werden, wobei das neu entwickelte Nahtmaterial für diesen Zweck gut geeignet ist.

Das P(3HB-co-4HB)-Nahtmaterial gewann durch die Erhöhung des 4HB-Anteils an Elastizität. Zuvor betrug die Bruchdehnung einer Copolymerfolie mit 16 Mol-% 4HB 444 %10, während Copolymerfolien mit ≥ 30 Mol-% 4HB ein gummiartiges elastisches Verhalten zeigten25. Aufgrund seiner vorteilhaften physikalischen Eigenschaften könnte das hier entwickelte P(3HB-co-16 Mol-% 4HB)-Monofilament-Nahtmaterial vorübergehende Schwellungen und Verformungen des Gewebes aufgrund von Körperbewegungen aufnehmen und sich auch ohne zu starkes Anziehen ausdehnen, was eine Verringerung des Blutflusses zum Gewebe verhindert.

Darüber hinaus war das neu entwickelte Nahtmaterial im Gegensatz zu herkömmlichen resorbierbaren Monofilament-Nähten nicht locker. Herkömmliche Nahtknoten lösen sich aufgrund von Nachgiebigkeit und Incompliance, wobei die Anzahl der Ligaturen oder die Ligaturkraft erhöht werden kann, um dies zu verhindern. Eine ausreichende Knotensicherheit wird durch vier oder mehr Ligaturen erreicht26, allerdings geben hier die große Knotengröße und der negative Einfluss auf das umliegende Gewebe Anlass zur Sorge. Van Rijssel et al. untersuchten semiquantitativ die Reaktion des Perisuturgewebes bei Ratten. Sie berichteten, dass sich die Knotengröße bei einer Vergrößerung um zwei Nahtgrößen um das Vier- bis Sechsfache erhöhte, was eine verstärkte Gewebereaktion um die Naht herum auslöste27. Dabei wurde erwartet, dass die kleine Knotengröße des Nahtmaterials die Reaktion des umgebenden Gewebes verringert. KSFs von 2–4 gelten als hervorragend für monofiles Nahtmaterial28. Der KSF-Wert unseres Nahtmaterials (2) zeigte eine höhere Knotensicherheit als der von PDS® II und LACLON® erreichte. Die hohe Knotensicherheit und die verringerte Knotenanzahl unseres entwickelten Nahtmaterials können zu kürzeren Operationszeiten führen, z. B. beim endoskopischen Nähen in der intraperitonealen Chirurgie, einem einfachen, aber technisch anspruchsvollen Verfahren29.

Die 50-prozentige Zugfestigkeitsdauer synthetischer resorbierbarer Monofilament-Nahtmaterialien bei Tieren wurde für PDS® II (3-0) mit ca. 6 Wochen und für Monomax® (3-0) mit 12–16 Wochen angegeben28. Das P(3HB-co-16 Mol-% 4HB)-Monofilament-Nahtmaterial (2,5-0) erreichte diesen Wert nach etwa 26 Wochen und war daher haltbarer und besser zum Nähen langsam heilender Wunden geeignet als bestehende synthetische resorbierbare Monofilament-Analoga. Aus der in Abb. 1 dargestellten chemischen Struktur von P(3HB-co-4HB) geht hervor, dass es sich im Vergleich zu den oben genannten kommerziellen Monofilament-Nahtmaterialien um ein relativ hydrophobes Material handelt. Obwohl bei vielen resorbierbaren Nähten über Fremdkörperreaktionen berichtet wurde30, heilte die Bauchdecke im Schweine-Nahtmodell sieben Wochen nach der Operation ohne Ruptur ab. Für verschiedene P(3HB-co-4HB)-Materialien ergaben Tests an kultivierten Zellen und Implantationstests an Versuchstieren keine offensichtliche Toxizität31. Sowohl 3HB als auch 4HB, die Abbauprodukte von P(3HB-co-4HB), existierten in vivo32,33,34. Da der Grad der Entzündung um das neue Nahtmaterial histologisch gering war und das Nahtmaterial in vivo langsam hydrolysierte, wurde der Schluss gezogen, dass es zu keiner Beeinträchtigung der Gewebeheilung kam.

Diese Studie weist mehrere Einschränkungen auf. Beim Bauchwandnahttest beim Schwein konnte die histologische Auswertung erst sieben Wochen nach der Operation erfolgen. Daher ist unklar, wann die maximale Entzündung aufgrund der Fremdkörperreaktion des neuen Nahtmaterials auftrat und ob die Biokompatibilität unseres Nahtmaterials während der gesamten postoperativen Phase der der vorhandenen resorbierbaren Nahtmaterialien überlegen ist. Die Ergebnisse von In-vivo- und In-vitro-Abbaustudien erlauben keine Abschätzung der Zeit, die für die vollständige Bioabsorption von P(3HB-co-16 Mol-% 4HB) erforderlich ist, während der Einfluss des pH-Werts auf diesen Abbau ebenfalls unklar ist. Zusätzlich wurde zum Vergleich der Knotengröße eine zweidimensionale Bewertung anhand von Bildern durchgeführt, die direkt über den Knoten aufgenommen wurden.

Das resorbierbare P(3HB-co-16 Mol-% 4HB)-Monofilament-Nahtmaterial zeichnet sich durch hohe Flexibilität und Elastizität, kleine, schwer zu lösende Knoten sowie hohe Biokompatibilität und Sicherheit aus. Diese Funktionen sind nützlich beim Nähen von empfindlichem Gewebe oder bei der Durchführung einer laparoskopischen inneren Ligatur. Somit ergänzt das neu entwickelte Produkt den Mangel an Dehnbarkeit, der bei herkömmlichen resorbierbaren Monofilament-Nahtmaterialien beobachtet wird, und kann die Anwendungen resorbierbarer Monofilament-Nahtmaterialien erheblich verändern.

P(3HB-co-16 Mol-% 4HB) mit hohem Molekulargewicht (Mw ≈ 600.000 Da; Mitsubishi Gas Chemical Corporation) wurde durch eine Kombination aus Fermentations- (Biosynthese) und Reinigungsverfahren gewonnen und dann durch teilweises Schmelzspinnen zu Fasern verarbeitet35 ,36. Bei dieser Methode werden Polymerformteile hergestellt und es handelt sich dabei um Polymere, die Lamellenkristalle mit unterschiedlichen Lamellendicken enthalten. Bei diesem Verfahren findet ein Schmelzformvorgang in einem Temperaturbereich statt, in dem einige Lamellenkristalle geschmolzen und verflüssigt werden, während der Rest der Lamellenkristalle unverändert bleibt36. Abbildung 14 zeigt eine Fließkurve und eine Differential-Scanning-Kalorimetrie-Kurve (DSC) von P(3HB-co-16 Mol-% 4HB) unter Verwendung der Fließtester-Heizmethode36. Die chemischen Zusammensetzungen (Mol-% 4HB) der in dieser Studie verwendeten Copolymere wurden mit der im internationalen Patent WO 2019/044836A137 beschriebenen Gaschromatographie-Methode bestimmt. Der Standard wurde mit 3HB-Methyl und Gamma-Butyrolacton kalibriert.

Fließkurve (durchgezogene Linie) und DSC-Kurve (gestrichelte Linie) von P(3HB-co-16 Mol-% 4HB) unter Verwendung der Fließtester-Heizmethode. Der Schmelzpunkt (Tm) liegt bei ~ 60–175 °C. Die Glasübergangstemperatur (Tg) liegt unter 0 °C und kann beim ersten Erhitzen der DSC nicht beobachtet werden.

Alle Tierversuche entsprachen den grundlegenden ethischen Richtlinien des Zentrums für Tierforschung und -bildung und wurden vom Institutional Animal Care and Use Committee der Universität Nagoya genehmigt. Darüber hinaus bescheinigen wir die Einhaltung der ARRIVE-Richtlinien.

Die Zugfestigkeit, Bruchdehnung, Elastizitätsmodul und Restdehnung nach 100 % Verformung der P(3HB-co-16 Mol-% 4HB)-Monofilamentnähte (USP 2,5-0), PDS® II (USP 3-0) und Monomax® (USP 2-0) wurden mit einer Zugprüfmaschine (AGS-50 NX, Shimadzu Corporation, Kyoto, Japan) gemessen. In den entsprechenden Versuchen (n = 3) wurden 120 mm lange Fasern mit einer Länge von 10 mm oben und unten fixiert und eine Beurteilung im 100 mm Abstand zwischen den Spannfuttern der Zugprüfmaschine mit a durchgeführt Zuggeschwindigkeit von 10 mm min−1. Die Restdehnung (S100, %) wurde aus der Zugdehnungserholung (R100, %) berechnet als S100 = 100 % − R100. Nachdem das Nahtmaterial auf eine 100-prozentige Dehnung gedehnt worden war (200 mm, was dem Zweifachen der ursprünglichen Länge oder einer Verschiebungslänge von 100 mm entspricht), wurde es durch Bewegen des Greifers mit konstanter Geschwindigkeit zusammengezogen, bis die Vordehnungslänge erreicht war. Unter der Annahme, dass die Verschiebungslänge zum ersten Zeitpunkt der zweiten Dehnung (von der angenommen wird, dass sie ungefähr dem Endpunkt der ersten Dehnung entspricht) X100 mm beträgt, ergibt sich die Erholung der Zugdehnung durch R100 (%) = 100 % × [200 − (X100 + 100)]/100.

Im Zyklustest (n = 1) wurden beide Enden (10 mm) des 120 mm langen Nahtmaterials gegriffen und das Nahtmaterial wurde auf eine Dehnung von 50 % bei einer Anfangslänge (Abstand von Spannfutter zu Spannfutter) von gedehnt 100 mm bei Raumtemperatur (23 °C) und einer Zuggeschwindigkeit von 20 mm min−1. Anschließend wurde der Greifer mit der gleichen Geschwindigkeit auf die ursprüngliche Länge bewegt, um das Nahtmaterial zu schrumpfen. Dieser Vorgang wurde fünfmal wiederholt. Die Fehleranalyse wurde mit einem Konfidenzintervall von 95 % (95 %-KI) durchgeführt.

Jedes der acht mit Ethylenoxidgas (EOG) sterilisierten P(3HB-co-4HB)-Nähte mit einem Fadendurchmesser von 0,200–0,249 mm und einer Länge von 300 mm wurde in Dulbeccos phosphatgepufferte Kochsalzlösung (pH 7,4, 37 °C) getaucht ) in einem konischen Rohr enthalten. Nach 1, 2, 3, 4, 6, 8, 12 und 16 Wochen Eintauchen wurden die Nähte entfernt und vakuumgetrocknet. Die 300 mm lange Naht wurde in Abständen von 30 mm durchtrennt. Beide Enden des Nahtmaterials wurden ergriffen und Zugtests (Zugfestigkeits- und Bruchdehnungsbewertungen) wurden bei Raumtemperatur (23 °C), bei einer Anfangslänge (Spannfutter-zu-Spannfutter-Abstand) von 10 mm und einer Zuggeschwindigkeit von durchgeführt 10 mm min−1 (n = 3–10), bis die Naht riss. Molekulargewichtsmessungen wurden an Nähten 2, 4, 6, 8, 12 und 16 Wochen nach dem Eintauchen durchgeführt. Woche 0 (Anfangswert) wurde als kein Eintauchen in die Pufferlösung definiert. Die Molekulargewichte wurden durch Gelpermeationschromatographie unter Verwendung eines HPLC-Prominence-Systems (Shimadzu Corporation, Kyoto City, Japan) bestimmt. Die Zugeigenschaften wurden mit einer AGS-50 NX-Maschine bestimmt. Die Fehleranalyse wurde mit einem 95 %-KI durchgeführt.

Fünfzehn Ratten (männlich F 344/NSLc, 20 Wochen alt) wurden präpariert, die Rückenhaut wurde 80 mm entlang der Wirbelsäule eingeschnitten und EOG-sterilisierte P(3HB-co-4HB)-Nähte (Durchmesser = 0,200–0,249 mm, Länge). = 100 mm) wurden in das Unterhautgewebe implantiert. 4, 8, 12, 16 und 26 Wochen nach der Implantation (drei Tiere pro Zeitpunkt) wurden die Nähte entfernt und zur Zugprüfung und Molekulargewichtsbestimmung vakuumgetrocknet (n = 9–12). Der Ausgangswert (0 Wochen) wurde als keine Implantation definiert. Zugversuche und Molekulargewichtsmessungen wurden unter den gleichen Bedingungen und Geräten wie bei den In-vitro-Tests durchgeführt. Ebenso wurde die Fehleranalyse mit einem 95 %-KI durchgeführt.

Es wurden fünf P(3HB-co-4HB)-Nähte (USP 2,5-0) und fünf PDS® II-Nähte (USP 4-0) vorbereitet und ihre Durchmesser mit einem Dickenmessgerät (Techlock Co., Ltd., SM) gemessen -1201 L Modell, Skalenteilung = 0,001 mm). Die Messungen wurden an drei Stellen durchgeführt (1/4, 1/2 und 3/4 der Gesamtlänge) und der Durchschnitt wurde als Gewindedurchmesser definiert. Chirurgische Knoten wurden auf einer künstlichen Hautplatte aus weichem Elastomer vorbereitet und mit einer Kraft von 5 N festgezogen (Standard Model Digital Force Gauge, ZTS-100 N, IMADA Co., Ltd.). Jeder Knoten (insgesamt fünf Proben) wurde von oben mit einer Kamera (DP 26, Olympus Co., Ltd.) fotografiert, die an ein Stereomikroskop (SZX7, Olympus Co., Ltd.) angeschlossen war. Die Knotengröße (Knotenumfang und -fläche) wurde mithilfe einer Bildanalysesoftware (cellSens, Olympus Co., Ltd.) bestimmt (Abb. 4) und als Knotenfläche und Verhältnis von Knotenfläche zu Fadendurchmesser ausgedrückt. Das Verhältnis von Knotenfläche zu Fadendurchmesser wurde mit der Statistiksoftware EZR Version 4.0.4 (Saitama Medical Center, Jichi Medical University, Saitama City, Japan) verarbeitet. Der Mangel an Normalität in beiden Gruppen wurde mit dem Shapiro-Wilk-Test getestet. Anschließend wurde der Mann-Whitney-Test zwischen den beiden Gruppen durchgeführt und p-Werte von < 0,05 zeigten signifikante Unterschiede an.

KSF wurde als Index für die Knotenauflösungsschwierigkeit verwendet28,38. P(3HB-co-16 Mol-% 4HB) (2,5-0), PDS® II (2-0, 3-0, 4-0) und LACLON® (2-0, 3-0, 4-0) Das Nahtmaterial wurde um einen Kunststoffschlauch mit 2,9 cm Durchmesser gewickelt, mit einem chirurgischen Knoten festgebunden und an der dem Knoten gegenüberliegenden Seite durchtrennt, um einen einzelnen Faden zu erzeugen. Beide Seiten wurden an einem Zugprüfgerät befestigt und mit einer Geschwindigkeit von 100 mm/min gezogen. Es wurden mehrere Sätze von 10 Proben vorbereitet, und wenn bei einer der 10 Proben ein Knoten gelöst war, wurde ein einzelner Knoten über dem chirurgischen Knoten hinzugefügt, bis kein Knoten mehr gelöst werden konnte. KSF wurde als die Anzahl der hinzugefügten einzelnen Knötchen definiert, bis alle 10 Knoten nicht mehr gelöst werden konnten, dh bezeichnet die Anzahl der Knoten, die erforderlich sind, um eine angemessene Ligation aufrechtzuerhalten. In diesem Experiment wurde keine statistische Verarbeitung durchgeführt.

Schwangere, 32 Wochen alte weibliche Microminipigs® (Fuji Micra Co., Ltd., Fujinomiya City, Japan) wurden zum Nähen der Bauchdecke mit P(3HB-co-4HB)-Nähten und zwei vorhandenen resorbierbaren Monofilamentnähten verwendet. Es folgte eine makroskopische und mikroskopische Beurteilung eventuell auftretender Komplikationen und Entzündungsreaktionen. Nach der Entbindung des Fötus per Kaiserschnitt wurde eine 12 cm lange, in Längsrichtung eingeschnittene Bauchdecke genäht. Es wurden drei apikale P(3HB-co-4HB)-Nähte, zwei zentrale PGA-TMC-Copolymer-Nähte und drei kaudale P(4HB)-Nähte verwendet. Das Vorhandensein oder Fehlen von Komplikationen (Anzeichen einer Infektion, Wunddehiszenz, Narbenhernie der Bauchdecke und Verwachsungen) an der Nahtstelle wurde sieben Wochen nach dem Nähen makroskopisch beobachtet. Zusätzlich wurde die Bauchdecke (einschließlich des Nahtteils) entnommen, verschiedene Nahtteile abgeschnitten und nach jeder Paraffinfixierung eine HE-Färbung nach dem Standardverfahren durchgeführt. Das Ausmaß der Entzündung wurde mit einem Lichtmikroskop beurteilt. Der Pathologe bewertete das Gewebe blind hinsichtlich Entzündung, Nekrose und fibröser Verdickung an drei verschiedenen, nicht benachbarten Abschnitten anhand einer Skala von 0–4 (0: Keine Entzündungsreaktion, keine Nekrose, keine Verdickung; 1: Sehr geringe Entzündungsreaktion, sehr geringe Nekrose, sehr geringe Verdickung; 2: Entzündungsreaktion, Nekrose, Verdickung; 3: starke Entzündungsreaktion, starke Nekrose, starke Verdickung). Die Proben wurden zwei Wochen nach der ersten Beobachtung erneut beurteilt. Wenn sich die Ergebnisse der ersten Beurteilung von denen der zweiten unterschieden, wurde zwei Wochen später eine dritte Beurteilung zur endgültigen Bestimmung durchgeführt. Bei diesem Test wurde keine statistische Verarbeitung durchgeführt.

Die Daten, die die Ergebnisse dieser Studie stützen, sind auf Anfrage beim entsprechenden Autor erhältlich, jedoch aufgrund einer gemeinsamen Forschungs- und Entwicklungsvereinbarung nicht öffentlich zugänglich.

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Diese Forschung wurde von AMED unter der Fördernummer JP21ym0126010 unterstützt. Wir danken Dr. Masanori Takasu, außerordentlicher Professor der Gifu-Universität, Gemeinsame Abteilung für Veterinärmedizin, zutiefst für die Bereitstellung von Einrichtungen, Ausrüstung, Anästhesiemanagement und Tierhaltung. Wir sind auch Dr. Seiichi Kato, einem Pathologen am Aichi Cancer Center Hospital, für die Auswertung der pathologischen Proben sehr dankbar. Die Autoren danken der Abteilung für medizinische Forschungstechnik der Nagoya University Graduate School of Medicine für die technische Unterstützung bei der Rasterelektronenmikroskopie. Abschließend möchten wir Editage (www.editage.com) für die Bearbeitung in englischer Sprache danken.

Abteilung für menschliche Verbesserung und Handchirurgie, Graduiertenschule für Medizin der Universität Nagoya, 65 Tsurumai-cho, Shouwa-ku, Nagoya-shi, Aichi, 466-8550, Japan

Atsuhiko Murayama und Hidemasa Yoneda

Mitsubishi Gas Chemical Corporation Niigata Laboratory, Niigata, Japan

Akira Maehara & Noriyuki Shiomi

Abteilung für personalisierte Medizintechnik, Graduiertenschule für Medizin der Universität Nagoya, Nagoya, Japan

Hitoshi Hirata

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AM und HH trugen zur Konzeptualisierung der Studie bei. AM, AM und NS führten Experimente durch. AM, AM und NS trugen zur Datenanalyse und -interpretation bei. AM und HY trugen zur Manuskripterstellung bei. Alle Autoren überprüften und überarbeiteten den Manuskriptentwurf kritisch und gaben die endgültige Fassung zur Einreichung frei.

Korrespondenz mit Atsuhiko Murayama.

A. Maehara und N. Shiomi sind Mitarbeiter von Mitsubishi Gas Chemistry Co., Ltd. H. Hirata, H. Yoneda und A. Murayama haben im Rahmen einer gemeinsamen Forschung und Entwicklung gemeinsame Forschungsgelder von Mitsubishi Gas Chemistry Co., Ltd. erhalten Vereinbarung.

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Nachdrucke und Genehmigungen

Murayama, A., Yoneda, H., Maehara, A. et al. Ein hochelastisches, resorbierbares Monofilament-Nahtmaterial aus Poly(3-hydroxybutyrat-co-4-hydroxybutyrat). Sci Rep 13, 3275 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-30292-w

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Eingegangen: 10. September 2022

Angenommen: 21. Februar 2023

Veröffentlicht: 25. Februar 2023

DOI: https://doi.org/10.1038/s41598-023-30292-w

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