文獻解讀-酶的降解作用對生物支架材料的機械性能的影響

採用補片的無張力疝修補術是20世紀末劃時代的手術，被譽為20世紀疝修補手術的「里程碑」。

理想的腹壁缺損修補材料要有相當的機械張力，耐受感染，盡量減少切口疼痛、局部不適、切口感染、血清腫、腸粘連和腹壁腸漏等較難處理的後遺症發生，以免影響生活質量。

疝和腹壁外科使用修補材料的研究進展與學科發展密切相關。近年來，各類生物源性材料的疝修補片（biological mesh）不斷湧現，由於其植入後不引起強烈的炎症反應，有可吸收、可降解的特點，且具有可觀的抗拉伸強度及耐受感染能力，應用前景良好。

但是由於生物補片在體內會逐步降解，如果生物補片的降解快於宿主細胞浸潤細胞外基質、細胞分裂、膠原沉著和新生血管形成，那麼新形成組織的總體量和強度將不能充分達到腹壁修補的目的。

今天，我們選取了一篇美國國立衛生研究院於2013年發表的關於生物材料強度方面研究的文獻進行解讀。

美國國立衛生研究院，簡稱NIH，位於美國馬里蘭州貝塞斯達（Bethesda），是美國最高水平的醫學與行為學研究機構，初創於1887年，任務是探索生命本質和行為學方面的基礎知識。

註：由於水平有限，翻譯中有錯誤之處，萬望海涵。

酶的降解作用對生物支架材料的機械性能的影響

摘要

研究背景——植入的生物材料支架在促進自體組織重構的過程中必須能夠發揮複雜的平衡酶的降解作用。本研究是為了在體外評估酶對生物支架機械性能的影響。一般的設想認為，在含有酶的溶液作用下，生物支架的拉伸強度會降低，而經過交聯的支架材料比沒有交聯的支架材料更能有效地抵抗酶的降解作用。

研究方法——本研究評估了九種生物支架材料，四種來源於豬皮：Permacol，CollaMend，Strattice，XenMatrix；兩種來源於人皮：AlloMax，FlexHD；兩種來源於牛心包：Veritas，PeriGuard；一種來源於豬小腸粘膜：Surgisis。先將每種材料的10個樣品放在37℃的鹽水中水合後進行了單向拉伸測試，以此作為材料性能對照基線。然後將50個樣品泡入37℃膠原酶溶液，分別經過2,6,12,24,30小時後，進行單向拉伸測試（每10個樣品一組，5個時間點取出，合計50個樣品）。

結果——經過30小時候以後，CollaMend，AlloMax，Veritas，Strattice，XenMatrix，Permacol，FlexHD的拉伸強度明顯降低，而PeriGuard的拉伸強度反而略有上升。經過交聯的牛心包材料（PeriGuard）在任何時間節點的拉伸強度都比沒有經過交聯的牛心包材料（Veritas）要高。同樣地，經過交聯的豬皮（Permacol）比沒有交聯的豬皮（Strattice，XenMatrix）也顯示出了相同的特性。

結論——材料在體外酶溶液中迅速退化，而同樣的情況在體內也會有相同的存在，特別是暴露在創傷的組織環境下，此處基質金屬蛋白酶水平明顯提高。Permacol，CollaMend，Strattice，FlexHD，PeriGuard經受了最長的30小時酶溶液的作用並且仍能完成機械性能測試（其他材料都已經退化變質了）。

XenMatrix，AlloMax，Veritas，Surgisis四種材料迅速退化變質，在最長的酶溶液作用後（30小時）已經不復存在。生物支架在體外膠原酶的作用下能保持強度，這對於需要長時間恢復的疝修補來說是非常有利的，因為修復部位酶的水平會有提升預期。

關鍵詞——Hernia repair; Biologic mesh; Tensile strength; Enzymes; Matrix metalloproteinases; Strain

人工合成材料的補片廣泛應用於疝修復及泌尿婦科應用領域，如聚丙烯，膨體聚四氟乙烯等。然而，合成材料作為永久性植入材料會產生慢性炎症反應，而且無法被宿主重塑。生物材料近來作為合成材料的替代品出現，其主要由不同的動物或人體的細胞外基質構成，來源包括表皮，心包，小腸粘膜。

這些生物材料的特性取決於來源的物種以及部位，也和處理方式有關。所有的生物補片都會經過初始的脫細胞處理，而有些後期進行了化學交聯劑處理。交聯劑的處理使得材料內細胞基外蛋白纖維之間產生連接，從而增加了材料的強度，以避免在體內膠原酶和白明膠酶的作用下材料過快的強度損失。

採用生物材料的優勢是它含有的細胞外基質包含膠原、彈性纖維、生長因子以及其他的成分可以促進組織在修復部位重塑。生物材料可以被逐漸降解後被新的含有血管的宿主自體組織替代。最終，長期以後宿主體內將不會存在植入材料，因此將最大限度的減少慢性炎症反應。生物材料的另外一個優勢是它可以用於需要儘快血管化和避免細菌長入的創傷部位。

儘管有很多優勢，生物材料也存在一些問題，例如相比合成材料成本過高，有些材料過早降解使得修復失效等。對酶的降解作用有一定的抵禦作用是非常關鍵的，因為修補的傷口部位往往酶的含量較高，例如炎症細胞和中性粒細胞產生的間質金屬蛋白酶（MMPs）。生物材料必須在修復的過程中，在複雜的抵禦降解和提升細胞的附著、新組織沉積及生成血管方面取得平衡。

MMPs在傷口癒合和組織重塑的過程中會對細胞外基質中的膠原及彈性蛋白有分解作用。MMPs包含膠原酶及白明膠酶，例如MMP-1，-2，-8及-9。膠原酶MMP-1,-8通常在在癒合的傷口中可以被檢測到，MMP-1由成纖維細胞產生，可以降解III型膠原蛋白，而MMP-8由嗜中性粒細胞產生，可以降解I型膠原蛋白。白明膠酶，例如MMP-2及MMP-9也是分別由成纖維細胞和嗜中性粒細胞產生，可以降解膠原及彈性蛋白。生物材料由細胞外基質構成，主要成分是I型及III型膠原蛋白，以及一些彈性蛋白，生長因子和其他一些生物活性成分。

由於MMPs中的膠原酶及白明膠酶在體內對生物材料的降解其主要作用，我們選取了一個複合膠原酶（Sigma#C0130）進行了本文如下的實驗。這個複合酶包含了膠原酶以及其他與降解膠原有關的蛋白酶。這種蛋白酶和膠原酶的綜合作用使組織發生重塑，文中將採用這樣的複合酶進行實驗。

生物材料已經發展出很多潛在應用，如疝修補及乳房重建，不同部位的植入需要不同的生物材料特性。這些生物材料經過脫細胞、交聯、滅菌等工藝，成為可以作為長期修補的材料植入人體。本文的研究就是評價酶的降解作用對不同生物材料性能的影響。通過考察不同來源經過不同交聯處理的生物材料，我們評價了交聯及其他處理條件對材料抵抗酶降解作用的特性，看材料是否能保持其強度的完整性。普遍認為，在複合酶溶液中浸泡的材料經過一段時間後其強度會下降。即使對於同一來源的從生物材料，相比於沒有經過交聯處理的材料，經過交聯處理的材料可以更加有效抵抗酶的降解作用，從而保持其初始強度。

在酶的作用下，識別出什麼樣的變化會影響材料性能的改變，這樣就可以讓外科醫生在不同的應用下選取合適的生物材料。一些如疝修補及乳房重建的應用需要生物材料在相對長時間內保持其初始強度。另外一些如表皮修復及預防切口疝的材料就可以允許早期損失一些強度。對不同材料抵抗酶解 深入對比也可以增加外科醫生對材料降解速度差異的理解，尤其是破評估傷口環境MMPs水平提升情況下的應用風險。

材料及方法

所評估的材料

本文評估了九種生物材料（豬皮： Permacol, CollaMend, Strattice, XenMatrix；人皮： AlloMax, FlexHD；牛心包：Veritas, PeriGuard；豬小腸粘膜： Surgisis）。其中三個是經過交聯的材料： Permacol， CollaMend，PeriGuard；表1給出了每一種材料的處理情況，以往的文獻中有他它們的處理細節。

樣品準備

每種材料準備了60個樣品（n=60）。單向拉伸的標準試樣為「狗骨頭」形狀，寬1.0cm，長6.0cm，中部變細的部位為0.4cm寬，1.5cm長（尺寸根據ASTM標準#D638-03製備），如圖1所示。製備樣品時採用了一個不鏽鋼的樣品模板，利用手術刀進行裁剪，以保證樣品的一致性。

機械性能評估

如前述文章提及，先將每種材料各10片放入37 °C 的鹽水中充分浸泡（約2小時）。這些材料作為沒有酶的作用的的「零時間」基線樣本，代表植入前材料的機械性能。再將每種材料的10個樣本放入37 °C的0.1M緩衝液中（PH7.4）,其中包含0.05M的CaCl2和，20U/mL膠原酶，在浸泡的各個時間點取出進行機械性能評測(2, 6, 12, 24, 30 h)。膠原酶酶溶液的濃度及浸泡時間的選擇來自未發表的基礎研究數據，與實際臨床應用並無對應關係。

在每個時間點，取出樣品，除去多餘的溶液，然後進行單向拉伸測試。

拉伸應力的計算是通過拉力（單位N）除以樣品的橫截面積（mm2）得到的，橫截面積是中間段的寬度（0.4cm）和材料厚度的乘積。材料厚度是通過激光測量，應變是通過樣品拉伸時長度變化除以樣品原始長度獲得。簡單地說，應變是樣品在拉伸試驗中的變形程度。最後，彈性模量（楊氏模量）是應力和應變的比，它代表了材料的彈性，即抵抗變形的能力。

材料受到酶的降解作用後，其受拉強度，應變，及模量都應該發生劇烈變化，機械性能下降。由於膠原酶分解了材料膠原結構中的細胞外基質，所以其受拉強度會降低，相比基線材料，受酶作用後的材料在更小的變形下就會被拉斷，而且更容易變形伸長（楊氏模量更小）。交聯處理增加了膠原之間的連接，所以材料的初始強度更高，彈性模量更大，相比沒有交聯的材料更不容易變形。而且我們相信經過交聯的材料更能有效抵抗酶的降解作用，隨作用時間的增加，經過交聯的材料的機械性能改變更小。

統計分析

統計p值設定為p

結果

樣品很少在中間以外的區域被破壞，遇到這樣的情況，實驗結果直接被剔除，不計入統計。圖2,3,4中，帶星號標註就是只有9個樣品的統計結果。

另外，有些樣品在經歷一段時間酶溶液作用後已經被降解到無法正常完成拉伸測試的程度，這種情況下，強度計為0MPa，但應變和彈性模量無法計算。

所有Permacol和PeriGuard的樣品在所有酶解時間後都獲得了正常數據，多數 CollaMend,Strattice,FlexHD樣品獲得了正常數據，而 XenMatrix, AlloMax,Veritas,Surgisis 在長時間酶溶液作用後無已經法完成強度測試。因此，圖2,3,4中不適用（N/A）表示無法計算應變和彈性模量數值，因為此時，材料已經被酶解到無法完成機械性能測試的程度。

拉伸應力（MPa）

圖2給出了拉伸強度的測試數據。最大拉伸強度是受試樣品破壞前承受的最終拉伸載荷。在酶溶液作用30小時以後，CollaMend, AlloMax, Veritas, Strattice, XenMatrix, Permacol, and FlexHD 拉伸強度都發生了明顯降低，而PeriGuard的拉伸強度還有一些提升， Surgisis無明顯變化。經過交聯的牛心包材料（Peri-Guard）在酶溶液作用的任何時間段都比未交聯的牛心包材料（Veritas）的強度高。同樣地，經過交聯的豬皮（Permacol）相比沒有交聯的豬皮材料（Strattice 和 XenMatrix）也有相同的特性。

在進行了最大拉伸強度測試後，這些生物材料就按照來源類型和是否交聯進行分類分析。

其中一種交聯的豬皮(Permacol）在任何酶溶液作用時間段其強度不但明顯大於沒有交聯的豬皮(Strattice 和 XenMatrix），而且明顯大於其他交聯的豬皮（CollaMend）。

另一種交聯的豬皮（CollaMend）顯示了某種混合結果，特別是長時間酶溶液作用以後。在初始狀態下，CollaMend比沒有交聯的Strattice強度明顯要差，然而在酶溶液作用後的所有時間段，CollaMend和Strattice都顯示了非常類似的強度。

CollaMend和XenMatrix在酶溶液作用之前拉伸強度類似，然而 CollaMend在酶溶液分別作用2,6,12小時後比XenMatrix在相同時間作用下的強度都要高。它們在酶溶液作用24及30小時後的強度基本相同。

兩個沒有交聯的豬皮材料（Strattice和 XenMatrix）在酶溶液作用之前的強度基本一致。而在酶溶液作用2,6,12小時後，Strattice的強度要明顯好於XenMatrix。而作用24及30小時後，它們的強度又基本一致。

兩種沒有交聯的人皮材料顯示了不同來源材料的顯著區別。初始狀態下AlloMax比FlexHD的強度明顯要強，而酶溶液作用後的所有時間段FlexHD的強度顯著強於AlloMax。

對牛心包材料來說，交聯材料（PeriGuard）初始有很高的強度，而且在酶溶液作用的所有時間段都保持了很高的強度。沒有交聯的牛心包材料（(Veritas）卻沒有這樣的特性。

應變（%）

圖3給出了應變測試的結果。簡單地說，應變就是材料在拉伸強度測試中的拉伸變形程度的度量。經過酶溶液作用30小時以後，Permacol, AlloMax, FlexHD, PeriGuard,Surgisis的材料應變都沒有變化，而Strattice和CollaMend的應變顯著減小。

我們分析了不同種類的材料應變特性隨酶溶液作用時間的變化，而且也對同種材料是否交聯的情況進行了對比。

經過交聯的豬皮材料（Permacol）初始應變小於未經交聯的豬皮材料（Strattice和 XenMatrix）。然而經過酶溶液作用後，它們的應變差異消除，例外情況是12小時後，Permacol的應變比XenMatrix要大。

另一種經過交聯的豬皮材料（CollaMend）的應變特性在初始狀態下和沒有交聯的豬皮材料（Strattice和 XenMatrix）相似，酶溶液作用2小時以後，CollaMend顯示出應變大於其他兩種材料，而6小時後它們之間的應變差異減小，12小時後CollaMend的應變又要大於其他兩種材料。

對比兩種交聯的豬皮材料我們發現，在初始狀態及酶溶液作用早期，Permacol的應變小於 CollaMend，酶溶液作用一段時間後，差異減小。兩種未交聯的豬皮材料（Strattice和 XenMatrix）在應變特性上沒有顯著差異。比較兩種未經交聯的人皮材料（FlexHD和AlloMax），它們在初始狀態下，應變基本一致，然而在酶溶液作用2,6,12小時後， FlexHD的應變明顯大於AlloMax。

牛心包材料的應變水平基本沒有顯著差異。交聯的牛心包材料（PeriGuard）有更低的應變基線。然而，酶溶液作用2小時和6小時以後，這兩種材料的差別就不大了。

彈性模量

圖4顯示了材料彈性模量的結果。彈性模量是材料彈性特徵，它表示材料抵抗變形的特性。在酶溶液作30小時後，CollaMend, XenMatrix, AlloMax, FlexHD, PeriGuard, Veritas, Surgisis的彈性模量沒有發生顯著變化，而 Permacol和 Strattice的彈性模量明顯減小。

我們來看看根據材料來源和是否交聯進行分類比較的結果。

經過交聯的豬皮材料Pernacol，其彈性模量在任何時間段都明顯大於沒有交聯（Strattice和XenMatrix）和另一種交聯（CollaMend）的豬皮材料。CollaMend和未交聯的兩種豬皮材料（Strattice和XenMatrix）在所有時間段的彈性模量基本一致，除了在6小時作用後CollaMend的彈性模量比XenMatrix明顯要大。類似地，兩種未經交聯的豬皮材料（Strattice和XenMatrix）的彈性模量基本一致，除了6小時作用後Strattice的彈性模量比XenMatrix明顯要大。

比較兩種未經交聯的人皮材料可以看出，FlexHD的初始彈性模量明顯小於 AlloMax。而2,6,12小時的酶溶液作用後，FlexHD的彈性模量就大於 AlloMax了。

對牛心包材料來說，交聯的材料（PeriGuard）初始彈性模量及所有酶溶液作用時間段的彈性模量都要大於未交聯的材料(Veritas）。

討論

越來越多的生物材料應用於不同的植入領域，全面了解它們在潛在應用中（如疝修補）的特性非常關鍵。處理這些材料的工藝過程如脫細胞、交聯、滅菌等對於植入材料的遠期修補效果都產生重要的作用。脫細胞的過程就是用化學方法或利用酶的作用使生物材料裡面的細胞溶解，然後把溶解後的雜質去除。不同來源的材料需要不同的脫細胞的方法，各個材料生產廠家用他們各自獨特的工藝完成這一過程，所以很難評估原始纖維材料的性能是否受到脫細胞工藝的影響。交聯是生物材料處理中額外的一步，通過交聯可以增加膠原纖維之間的鏈接，從而提高材料其拉伸強度和酶解的抵禦作用。與脫細胞類似，交聯工藝也是通過不同的化學媒介完成，如碳二亞胺，戊二醛，六亞甲基二異氰酸酯。通常滅菌是生物材料處理的最後一步。一般採用乙醇、射線、環氧乙烷、電子束等方式滅菌。在這三個工藝步驟中，只有交聯被設計用來改變材料的初始特性。然而，在其他工藝中，可能在脫細胞或滅菌過程中發生材料脫水或發生意外的交聯，最終也可能影響材料的特性。

除了不同的處理工藝之外（脫細胞、交聯、滅菌），不同生物來源（人、豬、牛）不同組織（表皮、心包、小腸粘膜）不同解剖位置（背部、手臂、腿部）的材料也都會因為其生理功能不同體現出不同的初始材料特性。這些不同加上後期處理工藝的特異性，使得很難區分什麼因素對材料最後的性能起決定性作用。由於影響因素眾多，我們選擇通過材料力學性能的變化來評估酶解對材料的影響。評估相同來源（例如豬皮）不同交聯狀態的材料，其他的處理工藝條件如脫細胞滅菌就需要非常明確。由此，我們希望確定除了交聯之外其他處理體條件是否會影響酶解對材料保持力學性能的效果。也希望確認不同的交聯劑對相同來源的材料（如豬皮）抵抗酶解並保持力學性能的作用。

材料被降解從而失去機械性能的完整性導致其拉伸強度、應變及彈性模量隨酶解時間的顯著損失。由於膠原酶對材料中膠原結構細胞外基質的分解，我們直觀地就可以理解為材料的強度下降，相比於基線材料在一定拉伸變形下更容易破壞（應變更小），而且更容易變形（彈性模量更小）。交聯可以使材料中產生更多的內部結構連接。因此相比於未交聯的材料，交聯過的材料初始強度更高，應變和彈性模量更小。而且其抵抗酶解的作用也更強，表現為隨時間的推移，其力學性能變化更少。材料能夠在酶的作用下長時間保持其初始力學性能對需要長期修復的部位（如疝修復）有特別的優勢，特別是這些部位的酶水平會預期提升。

開始我們評價了四種豬皮材料材料，包含兩種交聯的材料（Permacol 和 CollaMend）以及兩種未交聯的材料（Strattice 和 XenMatrix）。由於四種材料來源相同，對比的變數相對受到限制。對兩種未交聯的材料，唯一潛在的差異就是它們的脫細胞和滅菌工藝。這兩種材料都是採用電子束滅菌，所以實驗中觀察到它們的差異性就應該僅來源於它們脫細胞工藝的差異，這些複雜的工藝涉及到材料生產廠家的技術專利從而並沒有明確。

交聯豬皮材料（Permacol 和 CollaMend）的處理工藝差異更加複雜，首先在於它們採用的交聯劑不同。而且它們的脫細胞工藝（專利保密）和滅菌工藝（射線和環氧乙烷滅菌）都存在差異。因此這兩種材料的性能差異可能來源於上述的任何工藝差異。

從初始力學性能來看，交聯的豬皮材料Permacol是所有材料里強度最高的，而且隨著酶解時間的推移，其強度在所有時間段（2，6，12，24，30小時後）都保持了最高的狀態。Permacol隨酶解時間增加雖然體現了少量的強度損失，但由於其初始強度很高，使得它的強度並沒有在任何酶解時間段小於其他材料。而且Permacol的應變和彈性模量水平也一直保持很小的變化，顯示了其對酶解的抵抗作用使得其整體力學性能變化不大。

另一種交聯的豬皮材料（CollaMend）其初始強度比Permacol要小很多，它和兩種未交聯的豬皮材料（Strattice和XenMatrix）初始強度相當。然而，隨著酶解作用時間的推移，Strattice和XenMatrix的強度損失明顯，而CollaMend直到24及30小時之前基本能夠維持其初始強度。應變的對比更加明顯，30小時酶解作用後兩種未交聯的豬皮材料應變性能顯著下降。他們的彈性模量基本維持不變。經過交聯的CollaMend材料由於有更多的內部纖維連接，有效抵抗了酶解作用。然而，同樣經過交聯的Permacol材料的出色表現表明它採用的特有的交聯劑和脫細胞或滅菌工藝使得它在抵抗酶解保持力學性能方面更加突出。

Strattice和XenMatrix的初始強度相似，但酶解後損失嚴重。而Strattice表現要好於XenMatrix，XenMatrix在酶作用12小時後就無法得到有效的載荷數據，Strattic可以順利完成30小時酶解後的測試。這表明雖然都未經交聯處理，材料抵抗酶解作用的能力也是不同的。重申一下，這兩種材料的區別僅僅是脫細胞工藝的差別。這樣的差別導致其在長時間酶的作用下保持了初始力學性能，也可能是脫細胞的過程中無意發生了特定性交聯作用。兩種材料在30小時酶解作用後的應變性能都顯著減小了，表明沒有交聯的豬皮材料的拉伸變形能力都下降了。XenMatrix的彈性模量基本維持不變，而Strattice在30小時酶解作用後彈性模量顯著下降。但是要注意到，Strattice的初始彈性模量要大於XenMatrix。因此，經過一段時間作用後，即使 Strattice的彈性模量有顯著下降，也比XenMatrix要大。這個結論也符合強度測試結果，表明Strattice在處理工藝中的某些方面使得在保持力學性能上優於XenMatrix。

同樣來評價一下兩種未經交聯的人皮材料（FlexHD及AlloMax）。由於人皮材料不需要最後的滅菌工藝，兩種材料處理工藝的差異僅局限於脫細胞流程。FlexHD採用了乙醇和過氧乙酸溶液，而AlloMax採用了低劑量射線處理。然而，由於來源於人體，材料也會存在其他的一些差異，如年齡性別體表指數吸煙史糖尿病史及其他併發症，還有皮膚部位（背部，手臂，下肢等）的不同。人體皮膚特性一定會隨著取材來源的不同而有差異，如年輕人和老人，健康和肥胖糖尿病人等等都會不同，同樣一個人，也會因部位不同，如背部和腿部的皮膚，而發生不差異。這些差異對外科醫生來說如果需要進行材料對比就會非常困難，也無法因這些不同改變手術中材料的使用方式。

雖然AlloMax的初始強度是FlexHD的兩倍，但在酶解作用下很短的時間內（2小時6小時）就發生嚴重損失，而且在24小時和30小時作用後由於強度損失過大而變得不可測量。而FlexHD的強度能夠有效保持，表明由於處理工藝的不同使得其可以有效抵抗酶解的作用。當然，如上所述，材料來源的不同造成的差異也不應被忽視。除此之外，FlexHD的應變性能和彈性模量在酶解作用初期（2，6，12小時）都大於AlloMax。

由此評估了兩種牛心包材料（Veritas 和 PeriGuard）。PeriGuard經過了戊二醛交聯處理，而Veritas沒有經過交聯處理。Veritas的滅菌工藝是電子束，而PeriGuard採用乙醇和環氧丙烷進行處理。兩種材料來源於同一家製造廠商，而且動物種類及部位來源相同，雖然由於專利保密未公開，但可以認為其脫細胞工藝一致。由此兩種材料的區別僅僅是戊二醛的交聯處理以及潛在的滅菌工藝不同造成的影響。

PeriGuard初始強度比Veritas遠高，而且在酶解作用30小時以後強度、應變性能及彈性模量都保持的很好。而Veritas在酶解作用初始階段就明顯損失了強度，在6，12，24，30小時作用的時間段幾乎無法有效評估其力學性能。實驗結果表明，戊二醛的交聯作用可以有效抵抗酶解造成的材料力學性能的損失。

Surgisis是評價的第九種材料。它是目前市場上用於疝修補唯一來源於豬小腸粘膜的生物材料。這種材料未經交聯，脫細胞工藝未公開。該材料在酶解的所有作用時間段，其強度應變及彈性模量都沒有發生明顯變化。然而其初始力學性能較弱，三個指標都很低，是所有材料中最差的。Surgisis在酶解作用6，12，24及30小時以後，都完全被降解。結果表明，這樣的材料在酶水平提升的部位不適用於臨床修補。

這些實驗結果表明，交聯的處理可以有效增加生物材料對酶解的抵抗作用，並使材料保持其初始力學性能水平。這一點在交聯的牛心包（(PeriGuard）和豬皮材料（(Permacol）上尤其明顯。它們不但初始力學性能比未經交聯的同種來源材料要好，在酶解作用的各個時間段也表現出了更優異的力學性能。然而，這一點不能推廣至所有交聯和未交聯材料的廣泛對比。在未交聯的材料比中，不同來源不用部位的材料也顯示了抵抗酶解的不同性能，而且對同樣來源的材料，脫細胞工藝的不同也會導致這樣的性能差異。

雖然結果很能說明問題，但也存在一些限制。

首先是體外實驗模擬的是體內極限的條件，不可能考慮體內所有的複雜情況，特別是因人而異的患者傷口癒合情況。

其次，採用20U/mL的膠原酶濃度和體內酶的濃度的對應關係還缺乏相關證據。這個條件僅來源於一些基礎研究實驗數據，並不代表任何實際臨床情況條件。

第三，僅僅考慮酶解對材料的作用不符合體內患者細胞長入及其他細胞外基質蛋白結構的影響。在體內，植入材料的降解和新組織的沉積同時發生，體外實驗很難模擬這樣的過程。另一方面，應該對材料進行雙向拉伸測試而不僅僅做單向拉伸測試。會在今後的實驗中進行在人體腹壁的環境條件下進行材料的雙向性能測試。

第四，材料樣品切割時並未考慮其方向。由於生物材料有特定的纖維方向，使得其性能有指向性。由於經過處理後這樣的指向性減弱而且不容易被測量出來，所以在實驗中沒有對材料的應力方向性的不同加以區分。

最後，所有材料都準備了60個測試樣本，並未對材料本身的來源差別加以區分。材料的纖維方向性和來源於相同部位不同個體也會造成力學性能差異。如果不考慮以上這些差異，本文的研究結果可以作為醫生在手術室選擇不同生物材料的依據。

總之，本研究給出了不同生物材料由於其來源和處理工藝的不同對其力學性能造成差異的第一手測試數據，有助於我們理解哪些材料在傷口環境酶的水平提高的條件下有被降解的風險。

結論

在體外酶解作用下很快失效的生物材料在體內環境下也會很快破壞，尤其是在傷口癒合處酶的水平有明顯提升。本研究證實了 Permacol, CollaMend, Strattice, FlexHD, PeriGuard 在酶解作用下維持了最長的時間周期（30小時）且保持了一定的力學性能。而 XenMatrix, AlloMax, Veritas,和Surgisis在酶的作用下很快降解。

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