11.4 不可吸收缝合线的材料
大多数不可吸收缝合线的基础材料是丝绸、尼龙、聚酯和 PP 等传统纺织纤维。
11.4.1 蚕丝基非吸收性缝合线
蚕丝是三种主要纤维蛋白之一（其他两种是羊毛和胶原蛋白）。蚕丝纤维是半结晶的，由两种主要成分组成：一种称为纤维蛋白的纤维蛋白和一种称为丝胶的胶状物质，它将纤维粘在一起。蚕吐丝时，蚕丝纤维由两条三角形细丝组成，这些细丝通过丝胶粘在一起。蚕丝纤维氨基酸组成的最显著特征是甘氨酸、丙氨酸和丝氨酸的浓度较高。这三种氨基酸合起来占家蚕和柞蚕总氨基酸的 80-85%。这三种氨基酸的浓度如此之高，侧基又小又简单，使多肽分子能够有序地排列成结晶状，并决定了蚕丝纤维具有理想的机械、物理和化学性能。具有大侧基的氨基酸（如酪氨酸）只占纤维蛋白的一小部分，无法容纳在三维有序晶体结构中。因此，丝纤维的晶体结构约为 60%。纤维蛋白中晶体到无定形域的这种排列会影响吸湿性和生物降解性等特性，这些特性主要发生在丝的无定形区域中。丝纤维的横截面图呈现出略微不规则的三角形。
丝的机械性能与存在的大侧基的比例密切相关，因此与晶体/无定形比率以及无定形域中链段的构象排列密切相关。Earland 和 Robins (1973) 以及 Zuber (1961) 报告称，位于无定形域中的肽链段通过二硫键和酯键以及氢键和离子键相互连接，并与晶体相连。
然而，并非所有的蚕丝在化学上都是相同的。不同的蚕种产生的纤维蛋白含有不同的氨基酸序列和比例。这些成分差异反过来又影响纤维的机械性能。最常见的蚕丝是由家蚕 Bombyx mori 生产的，大多数蚕丝缝合线都是用这种蚕丝制成的，这种蚕丝的主要序列是 Gly–Ser–Gly–Ala–Gly–Ala，该序列在链的长距离上重复。该序列占现有氨基酸残基的很大一部分丝缝合线具有相对非常高的弹性模量。这种高弹性模量归因于无定形域中肽链段之间的强分子间和分子内相互作用，以及这些随机取向的无定形和高度有序的结晶肽链段通过各种类型的氢键、离子键、酯键和二硫键之间的相互作用。如果丝纤维被拉伸到超过其屈服点，这些分子间或分子内键将首先断裂，因此允许随机取向的无定形肽链段被拉伸。在应力-应变曲线的这个阶段，低模量屈服平台的特征很明显。众所周知，丝纤维的大分子结构是其在体内会失去抗拉强度的原因，这可以归因于主链大分子中一级键的断裂或/和由于水等活性物质导致的二级键（如氢键）的断裂 。
由于氨基酸残基中极性侧基的浓度较高，典型的丝纤维的回潮率约为 9.9%。丝纤维吸收的水分子将驻留在无定形域中，并与无定形链段中的氨基酸竞争分子间和分子内的相互作用（Robson，1985 年）。丝线还具有非常好的操作性能和出色的打结安全性。
然而，众所周知，丝线在体内会失去抗拉强度，组织反应和内生性稍高。已经提出了应对这些不良丝线性能的方法。
例如，研究人员报道了用疏水性热塑性弹性体浸渍丝绸以提高丝线的性能。这种分子量 > 10 000 Da 的弹性体是一种分段聚醚酯，由软段聚对苯二甲酸乙二醇酯 (POTMT) 和可结晶硬段聚对苯二甲酸丁二醇酯组成。该弹性体占复合丝线重量的 5-50%。对 Sprague Dawley 大鼠体内这种复合丝线的评估（如表 11.5 所示）表明，浸渍丝线不仅在 56 天内提供了更好的拉伸断裂强度保持率，而且还显着减少了组织反应和细胞侵袭。研究人员最近提出，对丝纤维的更高组织反应可能归因于残留的丝胶，而丝纤维具有与 PLA 和胶原蛋白相当的生物相容性。
表 11.5 Sprague Dawley 大鼠中复合丝缝合线的机械和生物学特性。
各种类型的表面处理可用于使丝线不毛细、防血清或抵抗组织内生。蜡或硅酮已被用作涂层材料。通过将扭曲的丝纤维包裹在鞣制明胶或其他蛋白质物质的非吸收涂层中，可防止组织内生。这种经过特殊处理的丝缝合线的商品名为 Ethicon 的 Dermal。丝缝合线的其他商标包括编织外科丝（Ethicon）、扭曲的 Virgin Silk（Ethicon）和编织 SoftSilk（Covidien）。对于用于显微外科和眼科的超细丝线，在制造过程中不会去除原始丝的丝胶成分。蚕丝纤维的高度纤维化结构也体现在通过纵向分裂的蚕丝纤维的内部纤维结构中。丝线缝合线通过 Co 60 γ 射线或环氧乙烷灭菌。
11.4.2 聚酯基非吸收性缝合线
聚酯基非吸收性缝合线有三种类型：
• 聚对苯二甲酸乙二醇酯 (PET 或 Dacron) 基；
• 聚对苯二甲酸丁二醇酯 (PBT) 基；
• 聚对苯二甲酸四亚甲基醚和聚对苯二甲酸四亚甲基酯基 (聚丁酯) 的共聚物。
主要的 PET 缝合线有：Covidien 的编织 TI-CRON ® 和 Surgidac ®、Ethicon 的 Ethibond ® 和 Mersilene ®、Deknatel 的 Polydek ® 和 Tevdek ®、B. Braun 的 Dagrofi l、Synthofi l 和 PremiCron）。主要的 PBT 聚酯缝合线有 B. Braun 的 Miralene monofilament ®。另一种丁二醇对苯二甲酸酯和聚四亚甲基醚二醇（聚丁酯）的共聚物已用于制造 Covidien 的 Novafi l ® 和 Vascufi l 单丝缝合线。
PET 缝合线由 PET 制成，而 PET 又由乙二醇和对苯二甲酸（或 Terylene ® 中的对苯二甲酸二甲酯）聚合而成。聚合是在高温真空中进行的。第一阶段涉及通过酯交换形成低分子量低聚物。然后进一步缩聚低聚物以形成高分子量聚酯。第二阶段在约 270℃ 和减压（0.5 Torr）下进行。将所得聚酯切片熔融纺成圆形横截面形状的长丝。长丝被热拉伸至其原始长度的约五倍。能够制造纤维的 PET 的分子量约为 20 000。
苯环与聚酯中的两个相关 C-C 键一起形成单一刚性结构。因此，该链是刚性的，比尼龙和聚乙烯更不灵活。这解释了结晶速度慢和熔点高（265℃）的原因。因此，熔融纺丝在拉伸之前基本上是无定形的。无定形 PET 的最大结晶速率发生在 190℃。PET分子结构在纺丝过程中也与卷绕速度有关，卷绕速度越高，结晶度越高，晶体单元为三斜晶系，纤维密度约为1.38g/cm³。
聚丁酯缝合线是唯一由丁二醇对苯二甲酸酯和聚四亚甲基醚二醇共聚物制成的共聚聚酯缝合线（Novafi l 和 Vascufi l）。聚丁二醇对苯二甲酸酯嵌段（84%）用作硬段，而聚四亚甲基醚二醇对苯二甲酸酯嵌段（16%）用作软段，其数均分子量为 500 至 3000。可以调整硬段和软段的比例以实现理想的处理性能。由聚丁酯共聚物制成的 Novafi l 缝合线纤维在 120℃ 至 165℃ 的温度下分两个阶段从 6 × 到 8 × 进行拉伸，以提供理想的抗拉强度、打结强度和安全性、柔韧性、疲劳寿命和低组织阻力。数均分子量范围为 25 000 至 30 000。二氧化钛、炭黑或氧化铁可用于给缝合线着色。Novafi l 缝合线可用环氧乙烷或 γ 射线灭菌；但不应通过加热灭菌，因为这可能会对缝合线的弹性产生不利影响。
Novafi l 缝合线的化学结构与杜邦生产的 Hytrel 聚酯弹性体非常相似。由于存在硬段和软段，该共聚酯表现出连续的两相域微结构。结晶域由聚对苯二甲酸丁二醇酯的短段和硬段组成（Novafi l 缝合线中为 84%），并作为连接非结晶域的连接点，非结晶域主要由软聚（四亚甲基醚）对苯二甲酸乙二醇酯长段组成。由于这种独特的形态，这种共聚酯的行为类似于热可逆网络，类似于传统的交联聚合物。共聚物在 211℃ 时熔化，在温度 < − 90°F 时表现出脆性行为。它对油和化学品具有良好的抵抗力。然而，浓缩的矿物酸和碱、苯酚、甲酚和某些羧酸以及氯化溶剂会侵蚀共聚酯。Hytrel 共聚酯还需要防紫外线。这表明 Novafi l 缝合线如果在暴露于阳光的区域使用，例如在白内障手术中，可能会降解。据报道，Novafi l 缝合线在眼科手术中的长期稳定性是一个问题。
由于其弹性特性，Novafi l 和 Vascufi l 缝合线与基于 PET 的聚酯缝合线和其他合成单丝缝合线（如尼龙和 PP）具有明显不同的应力-应变行为。Novafi l 缝合线的应力-应变曲线呈现双相模式，而 PET 基聚酯缝合线以及 PP 和尼龙单丝缝合线均呈现单相模式 。Novafi l 缝合线在张力下很容易伸长（约 10%），然后需要急剧增加力才能进一步伸长。这种机械行为可能有利于处理伤口水肿，因为缝合线环很容易在伤口水肿处伸展，而不是切开水肿组织。水肿消退后，与表现出单相应力-应变行为的缝合线相比，Novafi l 缝合线环预计更容易恢复到其原始直径。由于这种弹性特性，Novafi l 的硬度预计会低于其他单丝缝合线，这从 Novafi l 的硬度系数 (14.81 ± 1.14) 中可以看出，该系数比同等尺寸的尼龙 (Dermalon) 和 PP (Surgilene) 基单丝缝合线低约两倍。聚丁酯嵌段共聚物的弹性特性也使 Novafi l 比 PP 和尼龙基单丝缝合线更不易受包装记忆的影响。
尽管聚酯类缝合线不被认为是可降解的，并且临床上也没有报道过聚酯缝合线因酯键水解断裂而失效的案例，但酯键的存在本身就为这种断裂提供了机会。材料的相对疏水性及其相对于体温较高的玻璃化转变温度是其在体内具有稳定性的原因。在碱性条件下，水解降解是一种表面现象，分子量变化很小，水解速率与纤维直径成反比。这是因为高度离子化的试剂如 NaOH 不能轻易扩散到相对非极性的聚酯中。由于纤维直径会随着碱性水解而减小，因此纤维的拉伸应力（力/横截面积）不会改变。但是，如果碱性剂可以通过添加季铵化合物等化学物质作为 –OH 阴离子的载体而轻易扩散到纤维中，则碱性水解的速率将显著增加。研究人员报告称，在低于 Tm 的温度下对 PET 纤维进行热定型可提高其耐水解性。在酸性条件下，会发生本体水解而不是表面水解，分子量会降低，但纤维直径不会减小。这是因为小的 H+ 阳离子可以很容易地扩散到聚酯纤维中。聚酯纤维的酸催化水解通常比碱催化水解慢得多。
11.4.3 基于聚酰胺的不可吸收缝合线
聚酰胺是通过二羧酸和二胺的缩聚或通过适当的内酰胺的开环聚合而聚合的。尼龙是最著名的聚酰胺。尼龙有很多种：尼龙 3、4、5、6、7、8、9、11、12、66、610，但只有尼龙 66 和 6 用于制造缝合材料。前者在美国使用较多，而后者在欧洲使用较多。聚酰胺缝合线的商品名有Covidien的编织Surgilon®、单丝Dermalon®和重复单元为–[–NH(CH 2 ) 6 NH–CO(CH 2 ) 4 CO–]–的Monosof，Ethicon的编织Nurolon®和重复单元为–[–NH(CH 2 ) 5 CO–]–的单丝Ethilon®，Dynek Sutures的单丝Nylene，SURU International的单丝Surulon，S. Jackson的单丝Supramid，以及S. Jackson的鞘芯结构Supramid Extra®或B. Braun的Supramid伪单丝。所有聚酰胺缝合线均用环氧乙烷或Co 60 γ射线灭菌。
尼龙 66 由己二酸和六亚甲基二胺制成。将两种化学物质分别溶解在甲醇中，然后混合，沉淀出尼龙盐 H 3 N+ (CH 2 ) 6 NH 3 + –OOC(CH 2 ) 4 COO–。等摩尔的己二酸和二胺对于获得高分子量尼龙 66 非常重要。尼龙盐在惰性气体环境下熔化以防止变色。在缩聚过程中加入乙酸作为稳定剂。聚合不需要催化剂；合适的条件是在 280℃ 的温度下聚合 4 小时。将熔融的聚合物挤出成带状，在冷水中淬火，然后切成碎片。聚合程度由残留水分含量决定。如果需要高分子量尼龙，则应施加真空（Kohan，1973 年）。尼龙 66 也可以通过界面缩聚法制备（Kohan，1973 年）。反应发生在水不溶性溶剂中的二胺水溶液和二羧酸氯化物的界面上。反应速度快，不需要精确的反应物量。这种方法可以得到高分子量的尼龙 66。分子量为 12 000-20 000 的尼龙 66 适用于纤维熔融纺丝。
尼龙 6 由己内酰胺制成。有两种替代方法（Moncrieff，1975 年）。第一种方法涉及在高压下液化和加热己内酰胺。所得尼龙 6 链平均由 200 个重复单元组成。第二种方法需要约 10% 的水，并在高温下进行，并控制蒸汽的释放。第二种聚合方法有三种反应：加成、缩合和水解。尼龙 6 分子的主要链增长机制是加成反应，而尼龙 66 则通过缩合反应制成。因此，在氨基己酸存在下，尼龙 6 的聚合会加快。第二种方法更容易控制，但比第一种方法耗时更长。尼龙 6 也是用阴离子制成的。然而，所得聚合物的分子量非常高，热稳定性不如第二种方法制成的聚合物。因此，它不能直接用于注塑或挤出（Kohan，1973）。无论使用哪种方法，尼龙 6 都含有约 10% 的可萃取单体和环状低聚物，它们充当增塑剂，最好通过水洗或抽真空去除以用于生物医学。
将所得尼龙 66 或 6 切片熔融纺入冷却室，尼龙长丝在此形成。对于尼龙 66，长丝在缠绕前要经过蒸汽室使其湿润。这种处理消除了纱线在达到平衡后通过吸收空气中的水分而产生的不良延伸。缠绕的纱线通过拉伸约 400% 进一步冷拉伸，以获得更好的强度。在此冷拉伸过程中，将植物油作为润滑剂涂抹在纱线上，然后洗掉。对于尼龙 6，也使用熔融纺丝。长丝通常拉伸至 350-400%。如果尼龙 6 的分子量在 20 000 到 25 000 之间，则使用热拉伸。与 PET 不同，这两种尼龙纤维在纺丝时都具有相当高的结晶性。尼龙 66 和 6 的晶体结构属于 α、β 和 γ 类。几乎所有重要的商业尼龙都以 α 或 β 形式存在。
偶偶聚酰胺（例如尼龙 66）主要存在于 α 相中，该相比 β 相更稳定，其特点是 H 键分子的平面片（平行于 ac 平面）逐渐堆积，以满足完全无应变 H 键的要求（Bunn 和 Garner，1947 年）。结晶区域中的分子处于完全伸展的锯齿状构象中，相邻分子具有相同的方向性（平行），以实现无应变 H 键。由于酰胺键固有的水解降解敏感性，据报道尼龙缝合线在植入后会失去强度。因此，尼龙缝合线不应用于固定植入物。
11.4.4 聚烯烃基不可吸收缝合线聚烯烃基缝合线有两种类型：
• 聚丙烯 (PP)
• 超高分子量聚乙烯 (UHMWPE)。
PP 的使用更为广泛。它由丙烯在 Ziegler-Natta 催化剂下聚合而成的等规 PP 制成（Listner，1971 年）。然而，刘 (1993, 1994) 最近报道了一种间规 PP 缝合线，与等规 PP 缝合线相比，它具有更好的操作性能，例如更大的柔韧性。然而，间同立构材料的拉伸强度、杨氏模量、熔点和结晶度都低于全同立构材料，这从其聚合物形态来看是可以预料到的。PP 的分子量分布 (MWD) 通常范围很广，从 2 到 12 多分散性（Mw/Mn 的比率）不等。最近，MWD 更窄的 PP 已经面世，被称为可控流变 (CR) PP（Wishman 和 Hagler，1985 年）。PP 的熔化温度和玻璃化转变温度分别约为 165 和 − 15℃。
由等规 PP 制成的缝合线的分子量约为 80 000，熔体流动速率在 3 至 35 之间。熔融纺丝前的结晶度为 50%，纺丝后降至 33%，拉伸后升至 47%，退火后升至 68% 。PP 缝合线仅以单丝形式在市场上销售，包括：Ethicon 的 Prolene ®、Covidien 的 Surgipro ® 和 Surgipro II ®、Deknatel 的 Deklene、SURU International 的 Surulene 和 B. Braun 的 Premilene。值得注意的是，纤维加工技术、热历史和/或 PP 原材料分子量的差异往往会导致不同的纤维形态，正如研究人员对 Prolene 和 Surgipro 缝合线的研究结果所示 。Kloos（1987 年）还表明，熔融纺丝 PP 纤维的纤维形态取决于 MWD。他的广角和小角 X 射线数据显示，具有宽 MWD 的 PP 纤维表现出两种具有双峰取向的独特形态：链轴平行于纤维轴的大薄片，以及位于非晶域中且垂直于纤维轴取向的较小晶体。然而，由窄 MWD 熔融纺丝的 PP 纤维只有一种形态：所有晶体均沿纤维轴取向的纤维状结构。
PP 纤维本身对热和光都不稳定，但由于缺乏酯或酰胺键，它们对水解降解具有很强的抵抗力。这种不稳定性源于纤维纺丝过程中使用的高温，这经常导致分子中添加含氧官能团，如 >C=O。这种不稳定性可能是 PP 缝合线在眼科临床上失败的原因。PP 缝合线通常不涂任何涂层，并且它们通过环氧乙烷灭菌，因为它们对 Co 60 γ 辐射敏感。
11.4.5 聚四氟乙烯基不可吸收缝合线 (Gore-Tex ®)
Gore-Tex ® 不可吸收单丝缝合线由高度结晶的线性 PTFE 制成。这种全氟化热塑性塑料是一种加成聚合物，是在压力下以过硫酸盐和过氧化氢作为引发剂，在水分散体中通过自由基聚合途径形成的。单体（四氟乙烯）由两步工艺制成：用HF氟化氯仿生成CHClF 2，然后通过热解二聚化形成四氟乙烯。PTFE在乙烯基中具有最高的聚合焓和熵（分别为-156kJ/mol和-112J/mol-deg）（Joshi和Zwolinski，1967）。其分子量可高达5×10 6。
由于极其稳定的C-F键，PTFE的熔化温度非常高，为327℃，这使得PTFE的制造非常困难。由于键旋转受限和分子量高，高于 Tm 时的粘度较高，这进一步加剧了这一困难。PTFE 通常通过烧结制成。PTFE 粉末在室温下以高压（2000–10 000 psi，14–70 MPa）预成型，然后在高于其熔点（>365℃）的温度下烧结一小段时间。随后可以将所得产品加工成所需的形状和尺寸。微纤维 PTFE 由水性 PTFE 分散体和纤维素黄原酸酯混合物的湿纺制成，以提供纤维，随后通过与金属辊接触在 385℃ 下烧结，以形成强度较低但有用的纤维。
PTFE 是一种高度结晶的聚合物，结晶度高达 93–98%。其结晶密度为 2.30 g/cm 3。PTFE 在 <19℃ 时呈现扭曲的锯齿状螺旋结构，其中 13 个单体单元以 6 圈旋转。螺旋链构象与延伸的锯齿状聚乙烯的偏差是由于氟原子的强电负性，它们之间相互排斥。链的刚性很高。PTFE 有两个 Tg 值：− 113℃ 和 127–130℃，具体取决于晶体形式的类型，这些晶体具有不同程度的氟原子互锁，从而导致两种类型的螺旋结构。
PTFE 最重要的特性是它对化学品和溶剂的侵蚀具有极强的抵抗力。只有熔融或液态 NH 3 – 溶解的碱金属才会通过去除氟原子来侵蚀 PTFE。PTFE 的摩擦系数非常低（0.04–0.05），但耐磨性较差，并且完全不受水的影响。它具有非常好的电性能，介电常数低至 2.0。与其他聚烯烃相比，PTFE 是一种弱聚合物。辐射后，材料会降解而不是交联，并且其降解优先发生，因为主链 C–C 键先于 C–F 键断裂。C–F 键的存在使得 PTFE 可以通过 8.2–8.3 μm 吸收带的红外光谱轻松检测出来。
Gore-Tex ® 单丝缝合线在形态结构上与模制 PTFE 不同。Gore-Tex 缝合线是一种膨体 PTFE，其特点是具有两个独特组成部分：由直径 5-10 μm、长度 >17 μm 的细纤维连接在一起的节点。Gore-Tex 最重要的特性是其微孔结构，每平方英寸有大约 90 亿个孔。Gore-Tex 缝合线的体积中空气含量 >50%。Gore-Tex 微孔结构的孔径各不相同，但足以供成纤维细胞和白细胞长入，类似于 Gore-Tex 血管移植物所观察到的。Gore-Tex 缝合线独特的多孔结构还使其弯曲刚度非常低（Chu 和 Kizil，1989 年；Dang 等，1990 年）。Dang 等(1990) 报告称 CV-4 Gore-Tex 缝合线的弯曲刚度系数为 1.21，而 2-0 号 Prolene 的刚度系数是其 100 多倍，为 180.07。Chu 和 Kizil (1989) 也报告了类似的结果。
由于孔隙体积大，Gore-Tex 缝合线具有其他缝合线所不具备的独特性能，即针头与缝合线直径之比为 1.0。其他商用缝合线的针头与线直径之比 >1.0，通常在 2.0 到 3.0 之间。因此，缝合线的线部分不会填满针头产生的孔。研究人员(1987) 对 Gore-Tex 和 PP 缝合线填充针孔的能力进行了比较研究。未填充空间出血是其他缝合线常见的问题。他们报告称，在杂种狗的腹主动脉中，5-0 Gore-Tex 缝合线的针孔渗血量约为相同尺寸 Prolene 缝合线的 1/3。因此，作者建议，Gore-Tex 缝合线应该是多动脉吻合伤口闭合的更好选择，例如复杂的解剖外搭桥、完全肝素化的患者以及需要制作较大针孔的主动脉手术。
Gore-Tex 缝合线的尺寸不符合 USP 尺寸分类，而是由 CV（即心血管）指定的。直径以材料的预膨胀形式测量，缝合线的实际值显然更大，因为它含有 >50% 的体积空气。例如，CV-4 Gore-Tex 缝合线的直径 (0.35 mm) 与 2–0 Prolene (0.303 mm) 相似。
11.4.6 聚偏氟乙烯基不可吸收缝合线
Peters Laboratoire Pharmaceutique (法国博比尼) 开发的聚偏氟乙烯 (PVDF) 基不可吸收单丝缝合线旨在为血管外科手术提供封闭生物材料，该材料具有非常好的抗血栓性、与 PP 缝合线相同的操作特性以及与聚酯缝合线相当的耐用性。研究人员 (1994) 报道了 5/0 和 6/0 PVDF 缝合线 (Tefl ene ® ) 的化学、物理、机械、形态和生物相容性。其他商用 PVDF 缝合线包括 Pronova（Ethicon）以及 Radene 和 Vilene（Dynek）。
PVDF 和 PP 缝合线在拉伸断裂力和血管生物相容性方面非常相似。PVDF 与 PP 缝合线最显著不同的三个特性是蠕变行为、持针器造成的医源性创伤程度和 γ 射线灭菌。在 103 分钟内，PVDF 缝合线的尺寸增加了约 10%，而 PP（Prolene）缝合线的尺寸增加了 50% 以上。因此，PVDF 缝合线比 PP 缝合线具有更好的抗蠕变性，因此预计尺寸更稳定。然而，在蠕变测试的最初 30 分钟内，PVDF 表现出比 PP 更多的尺寸变化。
至少从表面形态学的角度来看，PVDF 缝合线似乎比 PP 缝合线更能承受持针器造成的损伤。PVDF 缝合线显示出一些扁平化和粗糙的表面，但它们没有 PP 缝合线中发现的纵向裂纹和纤维形成。然而，两者之间的这种形态差异并没有在拉伸断裂力值中得到明显反映。换句话说，持针器对 PP 和 PVDF 缝合线造成的医源性创伤并没有显著降低它们的拉伸断裂力。
PVDF 和 PP 缝合线的熔点非常相似（165–175℃），但结晶度却截然不同。PVDF 的结晶度为 59% ± 7%，而 PP 的结晶度为 43% ± 3%。由于缺乏 α 烷基，PVDF 可以通过传统的 γ 射线辐照方法灭菌，而 PP 则需要使用环氧乙烷气体。因此，PVDF 可以利用 γ 射线辐照灭菌的高效性和便捷性。与 PP 缝合线一样，PVDF 缝合线的化学结构中不应含有任何 O 2 元素。然而，通过电子能谱化学分析证实，PVDF 和 PP 缝合线的表面显示出氧化产物。PVDF 和 PP 缝合线表面的 O 2 元素含量分别为 7.4% 和 7.9%。然而，批量 FTIR 数据未能显示此类氧化产物。这表明 PVDF 和 PP 的氧化是在纤维熔融纺丝过程中引入的，并且主要局限于缝合线纤维的表面。
PVDF 缝合线显示出与 PP 缝合线相似的组织学反应 (Urban 等，1994)。在成年杂种狗体内植入 6 个月后，PVDF 缝合线被一层薄薄的新形成的结缔组织包裹，没有炎症细胞。移植和清洗后的 PVDF 缝合线未发现可见的表面损伤或降解。
11.4.7 不锈钢基不可吸收缝合线
铁基金属缝合线的使用早在 1666 年就开始了。现在最常用的金属缝合线是不锈钢，它主要是铁、铬和镍的合金。然而，由于可能的合金成分范围广泛、微量元素的加入和制造工艺，不锈钢有许多不同的等级（Sutow，1990）。不锈钢的三位数分类基于美国钢铁协会（AISI）规定的合金中的主要成分：
• 200 系列主要含有铬、镍和锰。
• 300 系列主要含有铬和镍。
• 400 系列主要含有铬。
• 500 系列铬含量低。
仅 304、316 和 316L 锻造不锈钢用作缝合线。300 系列不锈钢铬和镍含量高，具有奥氏体结构，具有高耐腐蚀性和延展性。316L 不锈钢中的“L”表示超低碳含量，因为在某些情况下，高碳含量会导致铬以碳化铬 (Cr 23 C 6 ) 的形式析出，从而耗尽基体中的铬含量，使 Cr 耗尽区域更容易受到腐蚀。超低碳不锈钢采用电渣重熔 (ESR) 或真空重熔 (VM) 工艺制成。
冶金加工条件和精加工的差异对不锈钢的机械性能和耐腐蚀程度有很大影响。这是因为不同类型的晶粒结构、再结晶、相变、碳化物沉淀、冷加工和表面改性可以从各种制造方法中获得。不锈钢缝合线由冷加工轧制产品制成，以提高其机械性能，从而使所得的线材在打结时弯曲和扭转时不会断裂。然而，重要的是确保在冷加工过程中尽可能少地产生表面缺陷，因为不规则的表面可能会促进缝隙腐蚀和微动腐蚀和/或应力集中效应。
制造过程中产生的任何碎屑都通过一种称为“钝化处理”的工艺去除，在该工艺中，表面通常用强酸（如硝酸）进行处理。酸处理会在表面形成一层氧化膜，这种氧化膜被认为比自然空气形成的膜更稳定。在后续处理过程中是否不应扰动这层钝化的氧化膜仍有争议。不锈钢通过加热或蒸汽加热进行灭菌。据报道，蒸汽灭菌也提高了其耐腐蚀性 。
目前可用的不锈钢缝合线包括 Covidien 的扭绞多丝线 Flexon ® 和单丝不锈钢 ®、Ethicon 的单丝外科不锈钢、B. Braun 的扭绞多丝线或 Monument Steelex 以及 SURU International 的单丝或多丝 Surusteel。钢基缝合线已用于缝合躯干、皮肤、疝气、腹部和肠道。研究人员 (2006) 报告了关于钢缝合线在伤口闭合中性能的非常好的综述。
11.5 未来趋势
几十年来，人们一直在寻找一种完美、理想的缝合材料。大多数新的研究和开发工作都集中在对现有的 FDA 批准的缝合线进行改性，通过表面改性或结合现有的五种不同的基本构件来实现具有改进的机械、操作和生物降解性能的新一代缝合材料。
开发与现有的市售五种基本构件完全不同的生物材料作为缝合线的情况非常罕见。Barrows（1986 年、1994 年）在 20 世纪 90 年代推出了一种新的合成可吸收 PEA 聚合物和纤维系列。他通过对含有预形成的酰胺键（如酰胺二醇）的二醇进行聚酯化，制成了一系列非氨基酸基 PEA。制造 PEAs 的原理是将线性脂肪族聚酯众所周知的吸收性和生物相容性与聚酰胺的高性能和潜在化学反应位点的灵活性结合起来。PEAs 可以通过酶促或/和非酶促机制降解。研究人员 (2005) 最近通过从乙交酯、1,6-己二胺和二羧酸合成非氨基酸基 PEA，扩展了 Barrows 在 PEAs 方面的开创性工作。不幸的是，这种新的非氨基酸基 PEAs 家族从未作为可吸收缝合线商业化。氨基酸基 PEAs (AA-PEAs) 已被引入作为潜在的可生物降解生物材料用于产品，包括可吸收聚酯基缝合线 。
11.5.1 海/岛型双组分缝合线 (MonoFlex ®)
研究人员 (2007) 开发了一种通过共轭纺丝法生产单丝缝合线的制造技术。该纺丝方法使用了两种可吸收聚合物，PDS 和对二氧杂环己酮、三亚甲基碳酸酯和 ε-己内酯的共聚物。所得的双组分单丝缝合纤维 (MonoFlex ® ) 含有 97 mol% 对二氧环己酮，并呈现出图 11.2 所示的海/岛型横截面形态。这些海/岛型双组分材料可以将许多细纤维束置于另一种聚合物基质中，与其他市售单丝缝合线的性能相比，它们表现出优异的打结安全性、柔韧性和低应变能。这种双组分单丝可吸收缝合线独特的海/岛形态导致在打结过程中在共轭单丝表面形成丘陵和山谷，这可以增加表面摩擦力，从而为传统熔纺单丝缝合线提供更好的打结安全性。例如，海岛双组分单丝的弯曲刚度 (580 mgf/mm 2 ) 比 PDSII (640 mgf/mm 2 ) 和 Maxon (1300 mgf/mm 2 ) 单丝缝合线低得多，与 Monocryl 缝合线相当。
11.2 120 × 的海岛型双组分 MonoFlex 单丝的横截面视图。
这种纤维最重要的特性是其零结滑移率 (定义为滑移结数与测试结总数的百分比)，而 PDSII、Maxon 和 Moncryl 的结滑移率 >50%。一个安全的结应该具有 <10% 的结滑移率。海岛单丝在弯曲时表面的丘陵和山谷的存在提供了更高的摩擦系数，这在很大程度上导致了零结滑移率，因此结的安全性更高。该纤维还显示出比 Maxon 和 PDSII 更低的打包记忆（拆包后保留扭结），但高于 Monocryl 缝合线。海岛型单丝纤维表面的丘陵和山谷可能会在打结时造成潜在问题，因为粗糙的表面可能会阻碍打结过程。
研究人员（2007 年）对 MonoFlex 单丝可吸收缝合线进行了体外和体内研究，结果表明，在体外浸泡 4 周后，该缝合线失去了其原始强度的约 45%，并且在 12 周时没有表现出任何强度。浸泡 32 周后，缝合线保留了其原始质量的约 20%，并且从浸泡第 8 周开始重量损失加速。MonoFlex 缝合线的表面形态在降解时表现出典型的圆周表面裂纹，就像其他合成可吸收单丝缝合线一样，并且裂纹在浸泡的第 8 周开始出现，这与加速减重数据的开始时间一致。由于降解产物的酸性，降解缝合线的内部似乎变得空洞，中间的质量远小于表面附近的质量。
MonoFlex 缝合线在雄性 Sprague Dawley 大鼠肌内组织中的强度保持率优于体外数据，例如，4 周后体内保持率为 70%，而体外保持率为 55% 。植入后 180-210 天实现完全吸收。海成分在 180 天后完全吸收，而岛部分直到 210 天才完全吸收。该体内吸收期与 PDSII 缝合线相似，但略快，后者直到 180-240 天才完全吸收。此外，MonoFlex 仅在 120 天后加速其质量下降，而 PDSII 直到体内 180 天才发生这种情况。研究人员将 MonoFlex 比 PDSII 的质量吸收更快归因于前者的海/岛横截面形态，而后者则是均质的。MonoFlex 的体内组织和异物反应与 PDSII 类似，缝合线周围炎症区宽度在整个 210 天内都一样。炎症区随植入时间呈现 Ω 模式，即早期炎症较低（由于生物降解较少），随后随着质量吸收的加速炎症水平升高，然后在质量吸收结束时炎症迅速消退。这种组织反应的 Ω 模式适用于所有合成可吸收缝合线。
11.5.2 聚（L-丙交酯-共-ε-己内酯）基可吸收缝合线
使用市售可吸收聚合物构件并以不同方式整合它们的典型例子是新型聚（L-丙交酯-共-ε-己内酯）基可吸收缝合线。它与 Vicryl 可吸收缝合线的不同之处在于 Vicryl 中的乙交酯结构单元被 ε -己内酯取代。研究人员 (1998a、1998b、2005) 报道了从具有 L-丙交酯和 ε -己内酯嵌段的共聚物制造可吸收单丝缝合线 P(LA/CL)。只有 Monocryl、Monosyn 和 Caprosyn 可吸收缝合线含有 ε -己内酯结构单元，但这些商用可吸收缝合线在其化学结构中含有其他可吸收嵌段。Caprosyn 是唯一一种同时含有 L-丙交酯和 ε -己内酯的可吸收缝合线，P(LA/CL) 缝合线也是如此，但 Caprosyn 还含有乙交酯和三亚甲基碳酸酯嵌段。P(LA/CL) 单丝可吸收缝合线的 L-丙交酯与 ε -己内酯的摩尔比为 75 比 25。将 ε -己内酯片段引入 L-丙交酯中的目的是为了改善所得纤维的操作性能。
与其他商用 PGA 和 PLA 基合成可吸收缝合线一样，P(LA/CL) 聚合物是在辛酸酯催化剂存在下，以两种共聚单体的摩尔比为 75:25，通过 L-丙交酯和 ε -己内酯的传统开环聚合反应合成的。重量平均分子量约为 3.5 × 10 5。
P(LA/CL) 缝合线的抗拉强度 (3.23–3.63 gpd) 低于 PDSII (3.9–3.94 gpd)、Maxon (4.65–5.30 gpd) 和 Monocryl (4.79–5.34 gpd)，但其打结强度 (2.06–2.40 gpd) 与 PDSII、Maxon 和 Monocryl 可吸收缝合线 (2.15–3.44 gpd) 非常相似 。该缝合线的硬度系数与 Maxon 相似，但高于 Monocryl 和 Biosyn，低于 PDSII 。在测试的合成可吸收缝合线（PDSII、Monocryl、Biosyn、Maxon 和 P(LA/CL)）中，P(LA/CL) 显示出最低的弯曲塑性指数 。P(LA/CL) 缝合线在方结和外科结方面表现出比 Monocryl、Biosyn 和 Maxon 更小的解结趋势 。众所周知，缝合线的表面摩擦和弯曲塑性都会影响缝合结的解结趋势。
在体外，P(LA/CL) 缝合线在 25 周内会失去其拉伸强度。4 周后，P(LA/CL) 缝合线失去了其原始强度的约 25%，而 Monocryl 缝合线显示出不可测量的强度，Maxon 和 PDSII 缝合线分别保持了约 50% 和 85% 的强度。在体外约 13 周后，P(LA/CL) 缝合线失去了其初始分子量的 75% 以上。在体外 32 周时出现了圆周表面裂纹，这种降解引起的表面形态也见于许多其他合成可吸收缝合线（Chu and Campbell，1982；Chu and Williams，1983；Zhang 等，1993）。即使在降解 32 周后也没有观察到明显的直径变化，这表明发生了整体水解而不是表面侵蚀。P(LA/CL) 缝合线在大鼠体内的降解情况（强度、分子量和质量）与体外情况相似。基于 32 周植入期内组织病理学数据的组织反应表明，P(LA/CL) 缝合线引起的异物反应非常轻微，类似于 PDSII 缝合线，但低于 Monocryl 和 Maxon，可能是因为 P(LA/CL) 缝合线的降解速度比 Monocryl 和 Maxon 缝合线慢。
11.5.3 聚（ε-己内酯-共-三亚甲基碳酸酯-共-对二氧杂环己酮）三嵌段共聚物
这种新型三嵌段共聚物是工业界通过结合表 11.1 中列出的一些市售可吸收聚合物结构块来开发新型可吸收聚合物的另一个经典例子。三嵌段共聚物由三亚甲基碳酸酯（1,3-二氧杂环己烷-2-酮）、对二氧杂环己烷酮（1,4-二氧杂环己烷-2-酮）和ε-己内酯结构单元组成，与Biosyn不同，Biosyn中的乙交酯结构单元被ε-己内酯取代。这种新型三嵌段共聚物最近由研究人员报道，由其制备的单丝纤维（三亚甲基碳酸酯/对二氧杂环己烷酮/ε-己内酯的组成比为5/90/5）似乎具有良好的缝合性能。
图11.3显示了该共聚物的化学结构，该共聚物通过两阶段熔融开环聚合合成。第一阶段涉及在高温（160℃）下使用2-乙基己酸亚锡作为引发剂和十二醇作为催化剂合成ε-己内酯-共-三亚甲基碳酸酯嵌段。第二阶段涉及将对二氧杂环己酮掺入上述共聚物嵌段中。所得三嵌段共聚物的产率高达 85%。重均分子量范围为 150 000 至 172 000，多分散性范围为 2.45 至 2.78。因为三亚甲基碳酸酯部分是无定形的，所以具有高三亚甲基碳酸酯含量(例如，25％进料比)的三嵌段共聚物没有表现出熔融温度。三亚甲基碳酸酯含量低于 25% 的三嵌段共聚物表现出非常低的结晶度（9%）和不可测量的熔化温度。
11.3 聚（ε-己内酯-共-三亚甲基碳酸酯-共-对二氧杂环己酮）三嵌段共聚物的合成方案。
共聚物具有两个玻璃化转变温度：一个是 p-二氧杂环己酮嵌段（-13℃），另一个是 -32℃ 至 52℃（取决于三种共聚单体的进料比）。熔融温度范围为 99℃ 至 107℃。纯聚 p-二氧杂环己酮的熔化热最高（45 J/g），随着其他两种共聚单体的增加而降低。结晶度范围从纯聚 p-二氧杂环己酮的 32% 到三亚甲基碳酸酯/ε-己内酯/p-二氧杂环己酮进料比为 25/25/50 的 9%。
由这种三嵌段材料熔融纺成的单丝纤维是在比共聚物相应熔融温度高出约 10-40℃ 的温度下获得的。一项对三嵌段共聚物纤维（进料比为 5/5/90）在大鼠体内植入长达 240 天的研究表明，单丝纤维在 120 天时形态完整，但在 150 天时碎裂。大鼠在 240 天时实现了完全质量吸收，这与报道的纯 PDS 缝合线的完全质量吸收一致。观察到的组织反应是其他长效合成可吸收单丝缝合线（例如 PDS、Maxon）的典型反应。
11.5.4 基于氨基酸的可生物降解弹性聚（酯酰胺）纤维
所有那些由乙交酯、丙交酯、ε-己内酯、对二氧杂环己酮和三亚甲基碳酸酯结构块制成的商用合成可吸收缝合线只能通过纯水解降解。尽管有人提出酶参与其中，但这个问题仍未解决且存在争议。在报道基于氨基酸的聚（酯酰胺） (AA-PEA) 的研究之前，市场上没有真正酶促生物降解的合成可吸收纤维。
AA-PEA 由三种天然存在的无毒结构块（氨基酸、二脂肪醇和二脂肪酸）组成，具有出色的成膜和成纤维性能。通过双（α-氨基酸）α，ω-亚烷基二酯的二对甲苯磺酸盐与二酸的二对硝基苯酯的溶液缩聚，成功合成了分子量为 24 000 至 167 000 且多分散性较窄的 PEA（Mw/Mn = 1.20–1.81）（Katsarava 等，1999；Chu 和 Katsarava，2003；Jokhadze 等，2007；Horwitz 等，2010；Deng 等，2011；Wu 等，2011；Chu，即将出版）。这些通过溶液缩聚制成的聚合物最初是半结晶的，但一些基于氨基酸的PEA，例如L-苯丙氨酸和L-亮氨酸，在首次熔化和冷却后变成无定形。熔体结晶能力的缺乏可能是由于主链中酰胺和酯键的广泛分子间和分子内氢键潜力，这阻碍了结晶所需的链移动性，或是由于庞大的侧基使常规链堆积变得困难。AA-PEA 的 Tg 范围为 11℃ 至 109℃。
第一代氨基酸基 PEA 具有饱和性质 (S-AA-PEA)：主链上的碳碳键饱和，即 AA-PEA 主链中缺乏 >C=C< 双键功能。最近，报道了一种新一代 AA-PEAs，即不饱和 AA-PEAs (U AAPEA) (Guo et al ., 2005; Guo and Chu, 2007a)。这些 UAA-PEAs 的一个独特之处在于，在主链的二酰胺或二酯部分中内置有 >C=C< 双键。因此，由于 >C=C< 键的刚性，U-AAPEAs 的 Tg 和 Tm 比饱和 AA-PEAs 高得多。这些键还提供了潜在的反应位点，用于合成其他衍生物或连接生物活性剂以提供生物活性。从 U-AA-PEA 合成其他衍生物的一个例子是通过与聚（乙二醇）二丙烯酸酯前体光交联形成水凝胶 (Guo and Chu,2007b, 2007c)；这些独特的水凝胶被用作紫杉醇载体以实现其控制释放。最近，Pang et al .报道了另一代不饱和 AA-PEA，其中不饱和基团和反应性基团位于 AA-PEA 主链的侧链上 。
除了 U-AA-PEAs 之外，另一种涉及共聚物的方法可以为 S-AAPEAs 提供化学功能。研究人员（2007 年）和 Chu 和 Katsarava（2003 年）最近报道，通过 L-赖氨酸共单体，所得的共 PEAs 将在宽范围的理想浓度范围内具有无侧链羧酸。这些游离羧酸提供阴离子特性以及用于连接生物活性剂（例如一氧化氮衍生物）的反应位点，并且所得的共 PEAs 将具有与一氧化氮相似的生物活性。最新一代氨基酸基PEA 具有三种类型的键合：酯、醚和酰胺，因此可以实现更广泛的性能 。
饱和 AA-PEA 和 U-AA-PEA 都很容易被脂肪酶或 α -胰凝乳蛋白酶等酶生物降解；然而，它们在纯盐水缓冲液中的生物降解性较慢 。看来，PEA 疏水性的增加（通过二醇和二羧酸链段中更长的亚甲基）会导致酶催化生物降解速度加快 。此外，相邻 AA-PEA 大分子错位导致的分子间氢键缺乏也被认为是导致这种降解的可能原因。
饱和 AA-PEA 已在临床上被尝试用作药物洗脱支架上的可生物降解涂层。它们在猪体内模型中的生物相容性数据表明，这些聚合物在动态血管条件下与裸支架一样具有生物相容性 。据报道，一项为期 2 年的国际多中心人体试验 (45 名患者) 评估了 AA-PEA-NOD 涂层 Genic 冠状动脉支架 。在植入后 30 天、12 和 24 个月未观察到重大不良心脏影响 (MACE)，并且根据定量冠状动脉分析，4 个月和 12 个月之间没有显着的血管造影差异。
在一项关于血液和细胞对饱和 AA-PEA 的反应的体外研究中，粘附在 SPEA 基质上的内皮细胞的增殖率远高于非生物降解聚合物，如聚（正丁基甲基丙烯酸酯）或聚乙烯醋酸乙烯酯共聚物 。SPEA 上人类血小板释放的 ATP 量（血液相容性的指标）比上述非降解聚合物低 2 倍。此外，与组织培养处理的聚苯乙烯对照相比，粘附在饱和 PEA 上的单核细胞诱导的促炎细胞因子（如白细胞介素 (IL)-6 和 IL-1 β）分泌量要少得多。因此，饱和 PEA 似乎通过促进再内皮化和降低炎症反应来支持更自然的伤口愈合过程。
首次报道的氨基酸基 PEA 单丝纤维由单螺杆挤出机熔融纺丝（Song，2007；Chu 等，2012）。然后将它们拉伸和退火。图 11.4 显示了基于苯丙氨酸的 PEA 纤维的 SEM 图像。在 Phe 基 PEA 切片熔融纺丝之前和之后观察到的异常现象是纺丝后熔融温度消失。Phe-PEA切片的Tg为47℃，Tm为111℃，但熔融纺丝后，Tm消失，Tg降低至19℃，这表明Phe基PEA纤维在熔融纺丝后失去了结晶度， 基本上变得无定形。这种不寻常的现象可能是由结晶动力学引起的。Phe 基 PEA 聚合物由溶液缩聚合成，在 DMSO 等有机溶剂的影响下，Phe 基 PEA 大分子之间强烈的分子间相互作用（如 H 键）趋势被极性有机溶剂分子中和，即有机溶剂分子充当增塑剂。因此，Phe 基 PEA 大分子不受这种分子间限制，能够移动并重组为有序且致密的晶体结构。在熔融纺丝（无有机溶剂）的情况下，AA-PEA 大分子相互作用的强烈趋势和纺丝过程的短暂时间可能会延缓再结晶过程并产生无定形 AA-PEA 纤维。
11.4 苯丙氨酸基聚（酯酰胺）熔融纺丝得到的聚（酯酰胺）纤维的扫描电子图像。
AA-PEA 纤维的独特特性之一是其弹性机械行为，类似于氨纶和天然橡胶材料，使其能够被拉伸至其长度的几倍。图 11.5 显示了一种基于 Phe 的 PEA 单丝纤维的断裂应力和应变，这支持了其弹性行为。基于 AA-PEA 的伤口闭合生物材料应该具有巨大的潜力，特别是考虑到它们具有出色的血液和组织生物相容性以及减弱的炎症反应 。
11.5 (a) 基于 L-苯丙氨酸的聚（酯酰胺）单丝纤维与商用可吸收单丝缝合线的拉伸断裂应力和应变比较。(b) 基于 L-苯丙氨酸的聚（酯酰胺）单丝纤维与商用可吸收单丝缝合线的断裂应变比较。
AA-PEA 纤维的另一个独特特性是其酶诱导的生物降解，而合成的可吸收缝合线均不具备这种特性。图 11.6 显示了室温下 Phe 基 PEA 纤维在磷酸盐缓冲溶液 (PBS) 和糜蛋白酶溶液 (0.1 mg/mL 酶浓度) 中的外观。PEA 纤维在 2 天后基本消失，而 PBS 介质中的相同纤维则完全没有变化。图 11.7 显示了在 37°C 的 PBS 介质中浸泡 32 天后的 Phe 基 PEA 纤维的 SEM 图像，表明几乎没有变化。AA-PEA 基纤维的酶诱导表面侵蚀过程可能比所有当前商用合成可吸收缝合线遵循的本体降解机制更具优势。一个主要优势是吸收延迟减少，因为在纤维失去机械强度后，PEA 纤维质量可以在组织中快速吸收。由于表面侵蚀模式，AA-PEA 纤维的强度下降速度不应像大多数经历体积降解的商业合成可吸收缝合线那样快。因此，AA-PEA 纤维可能实现可吸收缝合线的最终理想特性：同步强度和质量损失曲线。
11.6 在 α-胰凝乳酶（浓度 0.1 mg/mL）下体外酶水解 L-苯丙氨酸基 PEA 纤维。10 mL PBS 缓冲液，室温，持续 2 天。注意纤维在 2 天酶介质中完全消失。
11.7 在 37℃ 的 PBS 缓冲介质中对苯丙氨酸基聚（酯酰胺）纤维进行扫描电子图像（a）1 天，（b）32 天。
由于氨基酸基 PEA 上具有化学功能基团，抗菌剂或其他生物活性剂可以共价结合到 AA-PEA 大分子上。此类生物功能化 PEA 的一个例子是已报道的具有一氧化氮生物功能的产品 。已报道了一种浸渍一氧化氮衍生物的电纺 Phe-PEA 基纳米纤维膜 。此类生物功能化 AA-PEA 纤维可能具有改善伤口愈合的巨大潜力。
11.5.5 重组丝纤维（Biosteel ®）
重组丝纤维（Biosteel ®）具有用作缝合材料的非凡潜力，尤其是用于显微外科手术的非常细的单丝形式。加拿大 Nexia Biotech 公司最近报道了一种仿生方法，利用哺乳动物细胞生产蜘蛛丝纤维（Lazaris 等，2002）。在牛乳腺上皮肺泡细胞和幼仓鼠肾细胞中表达两种蜘蛛的拖丝基因，获得了分子量为 60–140 kDa 的可溶性重组拖丝原液。用该原液湿纺并拉伸制成的蜘蛛丝纤维直径为 10–40 μm，其模量和韧性与天然拖丝纤维相当，但拉伸断裂强度明显较低。例如，三种重组拖丝纤维的模量和断裂伸长率分别为 42.8–110.6 GPD 和 43.4–59.6%，而天然大腹蛛拖丝纤维的相应值分别为 38–76 GPD 和 19–30%。仿生蜘蛛丝纤维的韧性为 1.8 至 2.96 GPD，而天然大腹蛛拖丝纤维的韧性为 7–11 GPD。生物工程丝纤维在水环境中是可生物降解的。除了在显微外科手术中用作缝合线外，该纤维还可用于其他需要高模量和冲击能量的应用中。
仿生生产重组丝纤维的过程本质上不同于蜘蛛纺丝的方式。在天然蜘蛛纺丝工艺中，非牛顿丝原液通过剪切应力在单个步骤中物理转化为细丝纤维，无需任何后拉伸。在 Nexia Biotech 报道的仿生工艺中，需要在湿纺工艺中对重组原液进行化学转化，再加上纺丝后拉伸，才能生产纤维，这意味着这是一个多步骤工艺，有点类似于制造其他合成纤维的工艺。预计重组丝原液中的氨基酸序列、原液浓度和纺丝条件等参数可以控制所得丝纤维的性质。
邮：li@fulinsujiao.com
公司地址：广东省东莞市樟木头镇塑金国际1号楼810
