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Una sutura de monofilamento absorbible altamente elástica fabricada con poli(3

Dec 23, 2023

Scientific Reports volumen 13, Número de artículo: 3275 (2023) Citar este artículo

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Para hacer frente a la creciente demanda de suturas más elásticas libres de aflojamiento de nudos no deseados, fabricamos una sutura de monofilamento absorbible a partir de poli(3-hidroxibutirato-co-4-hidroxibutirato) y la sometimos a caracterización de propiedades físicas y evaluación del rendimiento (in vitro e in vivo). pruebas de degradabilidad y una prueba de sutura de la pared abdominal porcina). Como esta sutura flexible, altamente estirable y difícil de desatar exhibió ventajas adicionales de tamaño de nudo pequeño y bioabsorción a mediano y largo plazo, se concluyó que era una alternativa segura a las suturas de monofilamento existentes, con aplicaciones potenciales de gran alcance.

Muchos dispositivos médicos utilizados para la reconstrucción de tejidos blandos tienen longitudes constantes, lo que significa que son incapaces de estirarse axialmente. Por lo tanto, no pueden usarse para la reconstrucción de tejidos blandos que requiere la función dinámica del tejido articular humano. Por ejemplo, cuando se utilizan conductos nerviosos artificiales inflexibles cerca de las articulaciones de los dedos, se observan complicaciones por su extracción debido a las molestias causadas por la mala distensibilidad, la formación de fístulas y neuromas1,2,3. Además, los ligamentos artificiales contienen fibras hechas de materiales no absorbentes tejidos en forma de lámina o cilindro que exhiben suficiente resistencia a la tracción lineal4,5. Sin embargo, sus funciones ecológicas (extensión y restauración de la forma) no se ejecutan correctamente. Por lo tanto, la reconstrucción biomecánica de articulaciones utilizando ligamentos artificiales es actualmente imposible. El injerto de reconstrucción de ligamentos se realiza principalmente con tendones de autoinjerto, debido a su excelente rigidez y elasticidad.

Las propiedades elásticas de las suturas utilizadas en los procedimientos quirúrgicos pueden prevenir el aflojamiento de los nudos y el daño a los márgenes del tejido bajo cizallamiento6,7. Aunque las suturas de monofilamento absorbible convencionales poseen superficies lisas y son resistentes a infecciones, tienden a exhibir una baja seguridad de los nudos y su manipulación a veces es un desafío porque son más rígidas y menos flexibles que las suturas de multifilamento8. Muchos cirujanos exigen el desarrollo de suturas de monofilamento absorbible con un manejo más fácil y mayor seguridad en los nudos.

Los polihidroxialcanoatos (PHA) son polímeros biodegradables de origen microbiano. Muestran una alta biocompatibilidad y respeto por el medio ambiente y son atractivos en el campo de la ingeniería biomédica como componentes de dispositivos médicos elásticos1. Entre los PHA actualmente disponibles, solo los polímeros de 4-hidroxibutirato (4HB) tienen aplicaciones clínicas, principalmente en suturas y stents cardiovasculares9. El poli(3-hidroxibutirato-co-4-hidroxibutirato) (P(3HB-co-4HB)) se vuelve más extensible con un aumento en la fracción 4HB10; por lo tanto, es un material prometedor para dispositivos médicos extensibles. Sin embargo, el desarrollo de P(3HB-co-4HB) se ha visto obstaculizado por los siguientes factores: (i) la incapacidad de sintetizar químicamente P(3HB-co-4HB)11 de alto peso molecular, (ii) las limitadas instalaciones disponibles para realizar la síntesis microbiana, (iii) la dificultad técnica de cultivar y purificar copolímeros estables de alto peso molecular mientras se mantiene una relación de copolimerización constante, (iv) los desafíos del bioprocesamiento a escala y (v) los desafíos de hilar los copolímeros purificados.

En este estudio, resolvimos los problemas antes mencionados y producimos copolímeros de alto peso molecular y alta pureza. Además, desarrollamos telas no tejidas elásticas y estructuras embolsadas que se pueden aplicar al tratamiento de fracturas12. En este documento, se informa sobre la amplia caracterización y la idoneidad de las suturas de monofilamento absorbible altamente elásticas fabricadas a partir de P(3HB-co-4HB) para aplicaciones prácticas.

Las estructuras químicas de las unidades repetitivas de las suturas de monofilamento absorbible utilizadas en este estudio, P(3HB-co-4HB), Monomax® (P(4HB)), Maxon® (Poli(glicólido-co-trimetilencarbonato), PGA- copolímero TMC), PDS® II (poli-p-dioxanona) y LACLON® (poli(L-lactida/ε-caprolactona), P(LA/CL)) se presentan en la Fig. 1.

Estructuras químicas de las suturas de monofilamento absorbible utilizadas en este estudio: (A) P(3HB-co-4HB), (B) P(4HB), (C) copolímero PGA-TMC, (D) poli-p-dioxanona y (E) P(LA/CL).

El aspecto y las imágenes de microscopía electrónica de barrido de la sutura de monofilamento P(3HB-co-4HB) [Farmacopea de los Estados Unidos (USP) 2.5-0, contenido de 4HB = 16% en moles] se muestran en la Fig. 2. En comparación con Monomax® (USP 2-0), el P(3HB-co-4HB) exhibió una resistencia a la tracción un 50 % menor (167 MPa), un módulo de Young un ~50 % menor (261 MPa) y un alargamiento a la rotura dos veces mayor (113 %). lo que significa que era flexible y extensible (Tabla 1). A pesar de una tensión residual sustancial después de una deformación de extensión del 100 % (15 %) y una deformación plástica que excedía su límite elástico, no se rompió, a diferencia de otras suturas (Fig. 3). Después de una deformación de extensión del 50 % en la prueba cíclica, las tensiones residuales de Monomax® y la sutura recién desarrollada fueron del 20 y el 7 %, respectivamente (es decir, las recuperaciones respectivas fueron del 80 y el 93 %) (Fig. 4).

Imágenes fotográficas (izquierda), SEM de vista lateral (centro) y SEM transversales (derecha) de la sutura P (3HB-co-16% mol 4HB).

Fotografías de las suturas de P(3HB-co-16 mol% 4HB) sin tensión (arriba) y bajo tensión (abajo).

Resultados de las pruebas de tracción de las suturas de monofilamento P(3HB-co-16 mol% 4HB) (izquierda) y Monomax® (derecha) (n = 1).

Usando la sutura de monofilamento P(3HB-co-4HB) (USP 2.5-0), se formó un nudo y se muestra en la Fig. 5. La Tabla 2 enumera el diámetro del hilo y el tamaño del nudo relacionados. Los datos correspondientes para PDS® II (USP 4-0) como ejemplo comparativo se presentan en la Fig. 5 y la Tabla 3. En comparación con PDS® II, la sutura presenta una circunferencia más corta (4,03 vs. 4,77 mm), un nudo más pequeño (0,843 frente a 1,20 mm2) y una menor relación área de nudo/diámetro de rosca (3,28 frente a 7,32). Sin embargo, tiene un diámetro de rosca mayor (0,256 frente a 0,163 mm) y, por lo tanto, un tamaño de nudo significativamente menor (P = 0,0079).

Fotografías de nudos quirúrgicos realizados con las suturas de monofilamento absorbible P(3HB-co-4HB) (USP 2.5-0) (izquierda) y PDS® II (USP 4-0) (derecha).

La Tabla 4 enumera los factores de seguridad del nudo (KSF) de las suturas de monofilamento absorbible existentes y recientemente desarrolladas, revelando un KSF más bajo (2) para P (3HB-co-4HB), que es superior a los de las suturas utilizadas actualmente.

Se produjo una disminución en la resistencia a la tracción lineal inicial de las suturas P(3HB-co-4HB) de 161 a 104,6 MPa (es decir, en un 35,0%) después de la inmersión en tampón de Dulbecco durante 12 semanas (Fig. 6). El peso molecular promedio en peso fraccionario (Mw; valor antes de la inmersión = 320.000, Da = 100%) en función del tiempo de inmersión (Fig. 7) exhibe una disminución del 50% después de 16 semanas. Además, la sutura de P(3HB-co-4HB) mantuvo una alta elasticidad y un alargamiento sustancial a la rotura (160%, cf. valor inicial de 240%) (Fig. 6).

Retención de la resistencia a la tracción y elongación de rotura in vitro.

Retención del peso molecular promedio en peso in vitro.

Los resultados de las pruebas de tracción realizadas en suturas de P(3HB-co-4HB) implantadas por vía subcutánea en ratas (resistencia residual ≈ 77 % en la semana 4 y ≈ 63 % en la semana 16) fueron consistentes con los de las pruebas in vitro. La resistencia a la tracción lineal inicial se mantuvo al 50 % (período de mantenimiento de la resistencia a la tracción del 50 %) durante 26 semanas (Fig. 8). La disminución fraccionaria de Mw con el aumento del tiempo de implantación (Fig. 9) muestra una disminución del 50%, 16 semanas después de la implantación. Además, la elongación a la rotura de la sutura de P(3HB-co-4HB) se mantuvo cercana al 200%, 26 semanas después del implante (fig. 8).

Retención de la resistencia a la tracción y alargamiento a la rotura in vivo.

Retención del peso molecular promedio en peso in vivo.

Siete semanas después de integrar la sutura de la pared abdominal, no se observaron macroscópicamente complicaciones sustanciales (signos de infección, dehiscencia de la herida, hernia incisional de la pared abdominal o adherencias) en ninguno de los tres sitios de sutura (Fig. 10). La evaluación histológica de la sutura de P(3HB-co-4HB) por un patólogo independiente arrojó una puntuación de unidad para inflamación, necrosis y engrosamiento fibroso (Tabla 5). Las imágenes histológicas de la débil expansión de la tinción con hematoxilina y eosina (HE) del tejido circundante de las suturas P(3HB-co-4HB), copolímero PGA-TMC y P(4HB) se muestran en las Figs. 11, 12 y 13, respectivamente. Estos resultados sugieren que después de siete semanas, la sutura de P(3HB-co-4HB) exhibió menos inflamación que las otras dos suturas de monofilamento absorbible y tampoco fue inferior en términos de necrosis y engrosamiento fibroso.

Imágenes abdominales (izquierda) y de la pared abdominal (derecha) de Microminipigs® siete semanas después de la cirugía.

Imagen microscópica de tejido de perisutura P(3HB-co-4HB) teñido con HE. La sutura (óvalo blanco) está rodeada de células inflamatorias teñidas de púrpura. La acumulación de células inflamatorias alrededor de la nueva sutura fue menos pronunciada que alrededor de las suturas Maxon® y Monomax®.

Imagen microscópica de tejido de perisutura Maxon® teñido con HE.

Imagen microscópica de tejido de perisutura Monomax® teñido con HE.

En comparación con sus análogos disponibles comercialmente, la sutura de monofilamento P(3HB-co-4HB) tenía un módulo de Young más bajo, mejor extensibilidad (casi el doble del alargamiento de rotura) y un tamaño de nudo más pequeño (es decir, una mayor resistencia al aflojamiento). Además, la sutura recién desarrollada no se rompió cuando se extendió al doble de su longitud original, mostrando una restauración del 85 % de la longitud tras la relajación. Como su período de retención de la resistencia a la tracción del 50% determinado por la prueba in vivo fue de cerca de 26 semanas, se concluyó que la sutura era de un tipo absorbible a medio o largo plazo hidrolizada gradualmente. En comparación con las suturas absorbibles existentes, no causó infección ni hernias incisionales en la prueba de la pared abdominal porcina y no fue histológicamente inferior en la inducción de inflamación.

Los módulos de Young de las suturas de monofilamento absorbible existentes excedieron sustancialmente los informados previamente para órganos viscerales (estómago, intestino grueso y vejiga), tejidos subcutáneos y otros (≤ 10 MPa) y tendones (450 MPa)13,14,15. El uso de estas suturas da como resultado daño tisular debido al desajuste de la rigidez; se observaron fallas mecánicas y cableado de queso (corte del tendón) después de reparar el desgarro del manguito rotador16,17,18. Además, el alambre de queso provoca una nueva ruptura postoperatoria después de reparar el manguito rotador y el menisco19,20. Una evaluación a largo plazo de la reparación abierta de menisco durante 10 años mostró que el 21-29 % de los nuevos desgarros ocurrieron después de la operación21,22,23, mientras que Beamer et al. informó falla del tejido debido a la rigidez de la sutura24. Por lo tanto, la reducción del desajuste de la rigidez puede disminuir la posibilidad de ruptura después de la reparación del tejido, y la sutura recientemente desarrollada es muy adecuada para este propósito.

La sutura de P(3HB-co-4HB) ganó más elasticidad al aumentar la fracción de 4HB. Previamente, el alargamiento a la rotura de una película de copolímero que contenía 16 mol % de 4HB era de 444 %10, mientras que las películas de copolímero que contenían ≥ 30 mol % de 4HB mostraban un comportamiento elástico similar al caucho25. Dadas sus ventajosas propiedades físicas, la sutura de monofilamento de P(3HB-co-16 mol% 4HB) desarrollada en este documento podría adaptarse a la inflamación y deformación temporal del tejido debido al movimiento del cuerpo, y también extenderse sin apretar demasiado, lo que evita una disminución del flujo sanguíneo al tejido.

Además, a diferencia de las suturas de monofilamento absorbible convencionales, la sutura recién desarrollada no se aflojaba. Los nudos de sutura convencionales se aflojan debido a su impliancia e incumplimiento, mientras que el número de ligaduras o la fuerza de ligadura se puede aumentar para evitar esto. Se logra una seguridad suficiente del nudo usando cuatro o más ligaduras26, aunque aquí, el gran tamaño del nudo y la influencia negativa en el tejido circundante plantean preocupaciones. Van Rijssel et al. evaluaron semicuantitativamente la respuesta del tejido perisuture en ratas. Informaron que el tamaño del nudo aumentó de 4 a 6 veces con un aumento de dos tamaños de sutura, lo que desencadenó una mayor respuesta del tejido alrededor de la sutura27. Aquí, se esperaba que el pequeño tamaño del nudo de la sutura redujera la reacción del tejido circundante. Los KSF de 2 a 4 se consideran excelentes para suturas de monofilamento28. El valor KSF de nuestra sutura (2) indicó una mayor seguridad del nudo que la lograda por PDS® II y LACLON®. La alta seguridad del nudo y el menor número de nudos de nuestra sutura desarrollada pueden lograr tiempos quirúrgicos más cortos, por ejemplo, para la sutura endoscópica en cirugía intraperitoneal, que es un procedimiento básico pero técnicamente exigente29.

Se ha informado que la duración de la resistencia a la tracción del 50% de las suturas de monofilamento absorbible sintético en animales es de ~ 6 semanas para PDS® II (3-0) y de 12 a 16 semanas para Monomax® (3-0)28. La sutura de monofilamento P(3HB-co-16% mol 4HB) (2.5-0) alcanzó este valor a las ~ 26 semanas y, por lo tanto, fue más duradera y más adecuada para suturar heridas de cicatrización lenta que los análogos de monofilamento absorbible sintético existentes. A partir de la estructura química de P(3HB-co-4HB) que se muestra en la Fig. 1, es evidente que es un material relativamente hidrofóbico en comparación con las suturas de monofilamento comerciales antes mencionadas. Aunque se han informado reacciones de cuerpo extraño para muchas suturas absorbibles30, en el modelo de sutura porcina la pared abdominal cicatrizó sin ruptura, siete semanas después de la cirugía. Para varios materiales de P(3HB-co-4HB), las pruebas en células cultivadas y las pruebas de implantación en animales de experimentación no indicaron toxicidad evidente31. Tanto 3HB como 4HB, que son los productos de degradación de P(3HB-co-4HB), existieron in vivo32,33,34. Como el grado de inflamación alrededor de la nueva sutura era histológicamente pequeño y la sutura se hidrolizaba lentamente in vivo, se concluyó que no se producía interferencia con la cicatrización del tejido.

Este estudio tiene varias limitaciones. En la prueba de sutura de la pared abdominal porcina, la evaluación histológica solo se pudo realizar siete semanas después de la operación. Por lo tanto, no está claro cuándo ocurrió la máxima inflamación debido a la reacción a cuerpo extraño de la nueva sutura, y si la biocompatibilidad de nuestra sutura es superior a la de las suturas absorbibles existentes durante todo el período posoperatorio. Los resultados de los estudios de degradación in vivo e in vitro no permiten estimar el tiempo requerido para la bioabsorción completa de P(3HB-co-16 mol% 4HB), mientras que la influencia del pH en esta degradación tampoco está clara. Además, con respecto a las comparaciones del tamaño de los nudos, se realizó una evaluación bidimensional utilizando imágenes capturadas directamente sobre los nudos.

La sutura de monofilamento absorbible de P(3HB-co-16 mol% 4HB) se caracteriza por una alta flexibilidad y elasticidad, pequeños nudos difíciles de desatar y una alta biocompatibilidad y seguridad. Estas características son útiles cuando se suturan tejidos frágiles o cuando se realiza una ligadura interna laparoscópica. Por lo tanto, el producto recientemente desarrollado complementa la falta de extensibilidad observada en las suturas monofilamento absorbibles convencionales y puede cambiar significativamente las aplicaciones de las suturas monofilamento absorbibles.

Se obtuvo P(3HB-co-16% mol 4HB) de alto peso molecular (Mw ≈ 600 000 Da; Mitsubishi Gas Chemical Corporation) mediante una combinación de métodos de fermentación (biosíntesis) y purificación y luego se procesó en fibras mediante hilado en fusión parcial35 ,36. Este método produce productos moldeados con polímeros e involucra polímeros que contienen cristales de láminas con diferentes espesores de láminas. Durante este método, se lleva a cabo un procedimiento de moldeo por fusión en un rango de temperatura en el que algunos cristales laminares se funden y fluidifican, mientras que el resto de los cristales laminares permanecen sin cambios36. La Figura 14 muestra una curva de flujo y una curva de calorimetría diferencial de barrido (DSC) de P(3HB-co-16 mol% 4HB) usando el método de calentamiento del probador de flujo36. Las composiciones químicas (%mol 4HB) de los copolímeros utilizados en este estudio fueron determinadas por el método de cromatografía de gases descrito en la patente internacional WO 2019/044836A137. El estándar se calibró usando 3HB metil y gamma-butirolactona.

Curva de flujo (línea continua) y curva DSC (línea discontinua) de P(3HB-co-16 mol% 4HB) utilizando el método de calentamiento del probador de flujo. El punto de fusión (Tm) es de ~ 60–175 °C. La temperatura de transición vítrea (Tg) está por debajo de 0 °C y no se puede observar en el primer calentamiento de DSC.

Todos los experimentos con animales cumplieron con las pautas éticas básicas del Centro de Investigación y Educación Animal y fueron aprobados por el Comité Institucional de Cuidado y Uso de Animales de la Universidad de Nagoya. Además, certificamos el cumplimiento de las directrices ARRIVE.

La resistencia a la tracción, el alargamiento a la rotura, el módulo de Young y la tensión residual después de una deformación del 100 % de las suturas de monofilamento P(3HB-co-16 mol% 4HB) (USP 2.5-0), PDS® II (USP 3-0) y Monomax® (USP 2-0) se midió usando una máquina de prueba de tracción (AGS-50 NX, Shimadzu Corporation, Kyoto, Japón). En los ensayos correspondientes (n = 3), se fijaron fibras de 120 mm de largo utilizando una longitud de 10 mm por encima y por debajo, y se realizó una evaluación a una distancia de 100 mm entre los mandriles de la máquina de ensayo de tracción utilizando un velocidad de tracción de 10 mm min−1. La deformación residual (S100, %) se calculó a partir de la recuperación del alargamiento por tracción (R100, %) como S100 = 100 % - R100. Después de estirar la sutura a una deformación del 100 % (200 mm, que corresponde a dos veces la longitud inicial o una longitud de desplazamiento de 100 mm), se contrajo moviendo la pinza a una velocidad constante hasta alcanzar la longitud previa al estiramiento. Suponiendo que la longitud de desplazamiento en el primer momento del segundo tramo (que se supone que es aproximadamente igual al punto final del primer tramo) es X100 mm, la recuperación del alargamiento por tracción viene dada por R100 (%) = 100% × [200 − (X100 + 100)]/100.

En la prueba del ciclo (n = 1), se agarraron ambos extremos (10 mm) de la sutura de 120 mm de largo y la sutura se estiró hasta un 50 % de tensión a una longitud inicial (distancia de mandril a mandril) de 100 mm a temperatura ambiente (23 °C) utilizando una velocidad de tracción de 20 mm min−1. Luego se movió la pinza a la longitud original a la misma velocidad para encoger la sutura. Este procedimiento se repitió cinco veces. El análisis de errores se realizó con un intervalo de confianza del 95% (IC del 95%).

Cada una de las ocho suturas de P(3HB-co-4HB) esterilizadas con gas de óxido de etileno (EOG) con un diámetro de hilo de 0,200–0,249 mm y una longitud de 300 mm se sumergió en solución salina tamponada con fosfato de Dulbecco (pH 7,4, 37 °C). ) contenida en un tubo cónico. Después de la inmersión durante 1, 2, 3, 4, 6, 8, 12 y 16 semanas, se retiraron las suturas y se secaron al vacío. La sutura de 300 mm de largo se cortó a intervalos de 30 mm. Se agarraron ambos extremos de la sutura y se realizaron pruebas de tracción (evaluaciones de resistencia a la tracción y elongación de rotura) a temperatura ambiente (23 °C), bajo una longitud inicial (distancia de mandril a mandril) de 10 mm y una velocidad de tracción de 10 mm min−1 (n = 3-10), hasta la rotura de la sutura. Se realizaron mediciones del peso molecular de las suturas a las 2, 4, 6, 8, 12 y 16 semanas después de la inmersión. La semana 0 (valor inicial) se definió como ninguna inmersión en la solución tampón. Los pesos moleculares se determinaron mediante cromatografía de permeación en gel utilizando un sistema HPLC Prominence (Shimadzu Corporation, Kyoto City, Japón). Las propiedades de tracción se determinaron usando una máquina AGS-50 NX. El análisis de errores se realizó con un IC del 95%.

Se prepararon quince ratas (Macho F 344/NSLc, 20 semanas de edad), se incidió la piel dorsal 80 mm a lo largo de la columna vertebral, y se esterilizaron con EOG suturas de P(3HB-co-4HB) (diámetro = 0,200–0,249 mm, longitud = 100 mm) se implantaron en el tejido subcutáneo. A las 4, 8, 12, 16 y 26 semanas después de la implantación (tres animales por punto de tiempo), se retiraron las suturas y se secaron al vacío para la prueba de tracción y la determinación del peso molecular (n = 9–12). El valor inicial (0 semanas) se definió como no implantación. Las pruebas de tracción y las medidas de peso molecular se realizaron utilizando las mismas condiciones y equipos que los empleados en las pruebas in vitro. De igual forma, el análisis de errores se realizó con un IC del 95%.

Se prepararon cinco suturas de P(3HB-co-4HB) (USP 2.5-0) y cinco suturas de PDS® II (USP 4-0) y se midieron sus diámetros con un medidor de espesor de cuadrante (Techlock Co., Ltd., SM -Modelo 1201 L, intervalo de escala = 0,001 mm). Las mediciones se realizaron en tres lugares (1/4, 1/2 y 3/4 de la longitud total), y el promedio se definió como el diámetro de la rosca. Los nudos quirúrgicos se prepararon en una lámina de piel artificial hecha de un elastómero suave y se apretaron usando una fuerza de 5 N (Standard Model Digital Force Gauge, ZTS-100 N, IMADA Co., Ltd.). Cada nudo (cinco muestras en total) se fotografió desde arriba usando una cámara (DP 26, Olympus Co., Ltd.) conectada a un estereomicroscopio (SZX7, Olympus Co., Ltd.). El tamaño del nudo (perímetro y área del nudo) se determinó usando un software de análisis de imágenes (cellSens, Olympus Co., Ltd.) (Fig. 4) y se expresó como el área del nudo y la relación área del nudo/diámetro del hilo. La relación área del nudo/diámetro del hilo se procesó utilizando el software estadístico EZR versión 4.0.4 (Centro Médico Saitama, Universidad Médica Jichi, Ciudad Saitama, Japón). La falta de normalidad en ambos grupos se comprobó mediante la prueba de Shapiro-Wilk. Luego se realizó la prueba de Mann-Whitney entre los dos grupos y los valores de p < 0,05 indicaron diferencias significativas.

KSF se utilizó como índice de dificultad para desenredar el nudo28,38. P(3HB-co-16% mol 4HB) (2.5-0), PDS® II (2-0, 3-0, 4-0) y LACLON® (2-0, 3-0, 4-0) las suturas se enrollaron alrededor de un tubo de plástico de 2,9 cm de diámetro, se ataron firmemente con un nudo quirúrgico y se cortaron en el lado opuesto al nudo para crear un solo hilo. Ambos lados se unieron a un probador de tracción y se estiraron a una velocidad de 100 mm min−1. Se prepararon múltiples juegos de 10 muestras, y si una de las 10 muestras tenía un nudo desatado, se añadía un solo nódulo por encima del nudo quirúrgico hasta que no se podía desatar ningún nudo. KSF se definió como el número de nódulos individuales agregados hasta que no se pudieron desatar los 10 nudos, es decir, denota el número de nudos necesarios para mantener una ligadura adecuada. En este experimento no se realizó ningún procesamiento estadístico.

Se utilizaron Microminipigs® hembras embarazadas de 32 semanas de edad (Fuji Micra Co., Ltd., ciudad de Fujinomiya, Japón) para suturar la pared abdominal con suturas de P(3HB-co-4HB) y dos suturas de monofilamento absorbible existentes. Siguió una evaluación macroscópica y microscópica de cualquier complicación ocurrida y reacciones inflamatorias. Después de dar a luz al feto por cesárea, se suturó una pared abdominal con una incisión longitudinal de 12 cm. Se utilizaron tres suturas de P(3HB-co-4HB) apicales, dos suturas de copolímero de PGA-TMC centrales y tres suturas de P(4HB) caudales. La presencia o ausencia de complicaciones (signos de infección, dehiscencia de la herida, hernia incisional de la pared abdominal y adherencias) en el sitio de la sutura se observó macroscópicamente siete semanas después de la sutura. Además, se recogió la pared abdominal (incluida la parte de la sutura), se cortaron varias partes de la sutura y, después de cada fijación con parafina, se realizó la tinción con HE mediante el procedimiento estándar. La extensión de la inflamación se evaluó utilizando un microscopio óptico. El patólogo evaluó a ciegas los tejidos en términos de inflamación, necrosis y engrosamiento fibroso en tres secciones diferentes no adyacentes utilizando una escala de 0 a 4 (0: sin respuesta inflamatoria, sin necrosis, sin engrosamiento; 1: respuesta inflamatoria muy pequeña, muy poca necrosis, muy poco engrosamiento; 2: Respuesta inflamatoria, necrosis, engrosamiento; 3: Fuerte respuesta inflamatoria, fuerte necrosis, fuerte engrosamiento). Las muestras se reevaluaron dos semanas después de la primera observación, y si los resultados de la primera evaluación eran diferentes a los de la segunda, se realizó una tercera evaluación dos semanas después, para la determinación final. En esta prueba no se realizó ningún procesamiento estadístico.

Los datos que respaldan los hallazgos de este estudio están disponibles a pedido del autor correspondiente, pero no están disponibles públicamente debido a un acuerdo conjunto de investigación y desarrollo.

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Descargar referencias

Esta investigación fue apoyada por AMED bajo el número de subvención JP21ym0126010. Expresamos nuestro más profundo agradecimiento al Dr. Masanori Takasu, Profesor Asociado de la Universidad de Gifu, Departamento Conjunto de Medicina Veterinaria, por proporcionar las instalaciones, el equipo, el manejo de la anestesia y la cría de animales. También estamos muy agradecidos al Dr. Seiichi Kato, patólogo del Aichi Cancer Center Hospital, por evaluar las muestras patológicas. Los autores desean agradecer a la División de Ingeniería de Investigación Médica de la Facultad de Medicina de la Universidad de Nagoya, por su apoyo técnico con microscopía electrónica de barrido. Finalmente, nos gustaría agradecer a Editage (www.editage.com) por la edición en inglés.

Departamento de Mejora Humana y Cirugía de la Mano, Facultad de Medicina de la Universidad de Nagoya, 65 Tsurumai-cho, Shouwa-ku, Nagoya-shi, Aichi, 466-8550, Japón

Atsuhiko Murayama y Hidemasa Yoneda

Mitsubishi Gas Chemical Corporation Laboratorio de Niigata, Niigata, Japón

Akira Maehara y Noriyuki Shiomi

Departamento de Tecnología Médica Personalizada, Facultad de Medicina de la Universidad de Nagoya, Nagoya, Japón

Hitoshi Hirata

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AM y HH contribuyeron a la conceptualización del estudio. AM, AM y NS realizaron experimentos. AM, AM y NS contribuyeron al análisis e interpretación de datos. AM y HY contribuido a la redacción del manuscrito. Todos los autores revisaron críticamente y revisaron el borrador del manuscrito y aprobaron la versión final para su presentación.

Correspondencia a Atsuhiko Murayama.

A. Maehara y N. Shiomi son empleados de Mitsubishi Gas Chemistry Co., Ltd. H. Hirata, H. Yoneda y A. Murayama han recibido fondos de investigación conjuntos de Mitsubishi Gas Chemistry Co., Ltd. en el marco de una investigación y desarrollo conjuntos. acuerdo.

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Reimpresiones y permisos

Murayama, A., Yoneda, H., Maehara, A. et al. Una sutura de monofilamento absorbible altamente elástica fabricada con poli(3-hidroxibutirato-co-4-hidroxibutirato). Informe científico 13, 3275 (2023). https://doi.org/10.1038/s41598-023-30292-w

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Recibido: 10 Septiembre 2022

Aceptado: 21 de febrero de 2023

Publicado: 25 febrero 2023

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

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