血管吻合技术研究进展和应用现状

彭 云 黄文贤 江 盼

中国人民解放军77231 部队医院急诊科，云南 临沧 677000

外科手术精细化程度的提高得益于显微外科的迅速发展，从断指（肢）再植到组织重建，可以达到功能性与美观性的统一。而显微外科手术的关键在于血管吻合的质量，1902 年法国外科医师采用外科缝线进行了世界首例血管吻合手术，1960 年美国发明了第一代显微外科器械并成功吻合了直径1.6 mm 小血管[1]，自此显微外科血管吻合技术迎来了跨越式发展。2019 年，中国两位手外科医师以间断缝合成功将直径0.2 mm 的小鼠尾动脉吻合，使得血管吻合技术进一步发展。然而，临床血管吻合仍以手工缝线为主，其难度较大，对医师自身素质要求高，因此，本文从缝线、吻合器、粘合剂、激光及组织工程等五个方面综述血管吻合技术的研究进展和应用现状。

1 血管缝线吻合

虽然手工缝线间断缝合仍然是目前显微外科学界公认的血管吻合金标准，但为提高血管吻合质量、缩短缝合时间、减少血管危象发生率，临床上对不同缝合方式进行不断的探索。Aihara 等[2]在颞浅动脉—大脑中动脉吻合中使用水平褥式缝合取得了与间断缝合相同的通畅率，且缩短了缝合时间；Odobescu 等[3]在Thiel 防腐血管模型中的研究显示，水平褥式缝合小渗漏发生率较间断缝合增高。仇申强[4]回顾了165 例游离皮瓣再植和316 例断指再植术，所有血管缝合均采用水平褥式或垂直褥式缝合，结果游离皮瓣再植成功率为99.39%，断指再植成功率为97.47%，失败的9 例均为挤压离断再植。Ridha 等[5]曾使用侧切小血管扩大口径再吻合的方法解决端—端吻合时血管直径差异大的问题，虽然该方法操作简便、吻合速度快，但却因为吻合口成一定角度，存在吻合口阻塞率高、动脉瘤发生率高、吻合需血管较长、止血困难等缺陷，现已不常用；Lorenzi 等[6]采用间断褥式缝合解决了这一问题，且吻合效果较好。Bae 等[7]采用聚乳酸-羟基乙酸共聚物、聚环氧乙烷和带正电的共聚物组成的电纺纳米纤维制成血管缝线，具有静电吸附肝素的特性，可有效防止吻合口血栓形成。

2 血管吻合器法

由于手工缝线吻合血管十分依赖术者的临床经验和技术水平，因此显微外科技术门槛仍然较高，外科医师需要通过合成材料、离体组织、动物活体血管吻合的阶梯练习，然后再从长期临床实践中不断积累经验甚至教训，才能达到较高的水平。为降低血管吻合难度、提高吻合质量，血管吻合器被不断发明和改进。目前常见的血管吻合器有磁管法、吻合夹法和针环法3 类。订书钉法和套管法由于存在明显缺陷已被弃用，鲜有文献报道。

2.1 磁管法

磁管法利用一对特殊设计的磁性圆环，使血管断端吸合在一起，从而达到血管吻合的目的。德国学者Klima 等[8]曾利用磁管法进行了32 例冠状动脉搭桥手术，术后血管通畅率100%，但国内尚无磁法血管吻合的临床研究报道。早期的磁管法由于磁性物质磁能较弱、体积大、生物相容性差，而Shi 等[9]改进了吻合装置材料，在磁能较大的钕铁硼外镀一层钛，增大磁力、减小体积，可满足永久植入需求。Xue 等[10]利用磁管法开展了狗的脾肾分流术试验，血管吻合效果满意。

2.2 吻合夹法

血管吻合夹（vessel closure system，VCS）由Kirsch 等[11]于1992 年提出，其吻合原理为吻合夹通过机械力使外翻的血管断端紧密贴合在一起，而不需要刺穿血管壁，从而使血管内膜更加光滑。VCS 的夹闭力以弹力为主，也有卡扣设计[12]；其材料以镍钛合金为主，也有聚四氟乙烯或其它可吸收材料。然而，VCS 仍有三个比较明显的缺点：（1）断端血管外翻和对齐操作需要额外的器械辅助，操作不够简便，并且辅助吻合器械结构复杂不能重复使用；（2）VCS 夹闭力度很难掌控，夹闭轻则有吻合口瘘甚至裂开的危险，夹闭重则可能导致管腔狭窄； （3）非吸收材质的VCS 可使此处血管失去生长和舒缩功能，因此不能用于儿童。

2.3 针环法

针环法是血管吻合器中应用最多、最成熟的方法，其原理是吻合环（或称吻合轮）上有若干细针和小孔均匀、环形、交叉排列一圈，吻合前先将血管断端分别外翻挂在两个吻合环上，然后将吻合环嵌合闭锁。目前临床应用的吻合器原理均属于针环法。针环法先后经过动物实验和大量临床应用，具有明显优点：（1）吻合操作简便、可以不用辅助器械；（2）吻合速度快，部分血管可在肉眼直视下吻合；（3）通畅率高于手工吻合。但是伴有粥样硬化的血管易出现撕裂，不宜应用针环法。张穹等[13]使用聚乳酸和聚己内酯研制了一套可降解针环血管吻合系统，两种材料均为生物可吸收材料，其中针和环由聚乳酸制成，聚己内酯在50℃温水中可缩小包裹、加固针环系统。动物实验表明，新型吻合系统吻合时间短于手工吻合法、吻合口破裂压与手工吻合法组比较差异无统计学意义。

3 血管粘合剂法

由于待吻合血管均处于塌缩状态，为避免使用粘合剂导致血管内狭窄甚至黏合闭塞，医用粘合剂法吻合血管时必须使用血管支架，因此，血管粘合剂法的发展过程，实则为医用粘合剂与血管支架不断进步的过程。医用粘合剂按来源有生物提取、复合型和化学合成三类，生物提取类以纤维蛋白粘合剂（fibrin sealant，FS）为代表，主要有人源和猪源两种。但是由于其粘合强度较小，且制药难度大、价格偏贵，目前在血管吻合方面仅作为手工缝线吻合的补充[14]。

3.1 复合型医用粘合剂

复合型以白蛋白—戊二醛类胶（albumin-glutaraldehyde glue，AGG）为代表，其采用牛血白蛋白和戊二醛加工而成，其粘合强度较大，多用于心脏、动脉手术，但是显著的细胞毒性、和潜在的感染风险及组织纤维化风险限制了其应用。

3.2 化学合成粘合剂

化学合成粘合剂有氰基丙烯酸酯医用胶、聚癸二酸丙三醇丙烯酸酯[poly(glycerol sebacate acrylate)，PGSA]。其中氰基丙烯酸酯是一类化合物的统称，具有多种变构体，常见的有2-氰基丙烯酸辛酯和N-丁基-2-丙烯酸氰（HISTOACRYL®组织胶水主要成分）。Aizawa 等[15]应用氰基丙烯酸酯粘接吻合小鼠股动脉，发现吻合口直径、通畅率和异物反应水平与手工缝合法相当。目前，2-氰基丙烯酸辛酯和N-丁基-2-丙烯酸氰已在美国和德国用于皮肤组织黏合、切口感染预防等方面。但是其在深部组织中的生物安全性仍有争议，Suh 等[16]研究了2-氰基丙烯酸酯在大鼠颈深部的生物相容性，结果发现1 年内2-氰基丙烯酸酯周围组织巨噬细胞未见显著降低，且呈现逐渐纤维化过程。Lang 等[17]报道PGSA 这种聚合物在紫外光照下快速固化，具有疏水性和生物仿生弹性，并且其降解产物为人体含有的甘油和皮质酸，是已知最为理想的血管粘合剂。目前，PGSA 已在小范围人体血管颈动脉重建中实现快速、可控的止血[18]，目前进行PGSA 的Ⅲ期临床试验来验证其临床效果及安全性。

3.3 血管支架

血管支架种类较多，按溶解性分为不可溶解和可溶解两类，有的不可溶解血管支架需要做血管侧切口取出，且较难保持吻合口形态[15]；Horiuchi 等[19]利用静脉导管从远端静脉进入吻合端作为血管内支架，缝合了5 例静脉损伤患者并取得良好临床疗效。生物相容性较好的镍钛合金记忆金属支架无需取出，在一项大鼠腹主动脉吻合试验中保持了26 周的通畅[20]。可溶性支架有泊洛沙姆407（Polosham407，P407）、聚乳酸、聚己内酯等，这些支架均有可降解、降解产物无毒、无刺激的特点。P407 是聚氧丙烯乙二醇与环氧乙烷形成的嵌段共聚物，浓度20%～40%的P407 水溶液加热到相变温度可变成凝胶状用于充盈血管，低于相变温度又可重新变为液态。侯彪[21]使用P407 联合PGSA 进行家兔颈动脉粘合，6 周通畅率100%，电镜扫描显示内膜修复程度优于手工缝合组。罗廷泽等[22]认为P407 作为血管内支架温度控制较难，过高（＞43℃）容易损伤内膜。聚乳酸目前多用于直径大于3 mm， 韩本松等[23]制作了直径0.5 mm 的聚乳酸网格状支架，对大鼠尾动脉进行吻合，结果1 个月内血管吻合口保持通畅，证明了聚乳酸支架修复微小血管是可行的。罗廷泽等[22]研制了一种以聚己内酯为主要成分的记忆套管，加热后可缩小至拟吻合血管大小，配合N-丁基-2-丙烯酸氰可作为血管外支架，当待吻合血管两端被记忆套管撑开后，再进行端-端粘合。

4 激光血管吻合

激光血管吻合（laser-assisted vascular anastomosis，LAVA）需根据待吻合血管大小选择合适参数（波长、光斑大小、能量密度等）的激光，再配合焊接材料和一定的作用时间进行吻合。不同激光器有不同的波长，即不同穿透深度，目前常见的有CO 激光器、钇铝石榴石晶体（Nd:YAG）、激光二极管和氩离子激光器等。焊接材料（solder），又称为加固材料（scaffold）是可以吸收特定波长激光的辅助材料，可以减轻血管损伤并加固吻合口。最早的焊接材料为难以掌握的液体（血液），后来逐渐发展出纤维蛋白原、亚甲蓝基蛋白、蛋白/染料混合物等半固体材料。近年来，聚(乳酸-乙醇酸)[poly(lactide-coglycolide)，PLGA][24]、聚氧化乙烯（polyethylene oxide，PEO）[25]为代表的固体焊接材料被应用，降低了操作难度和术后并发症。LAVA 临床应用较少，激光参数设置、焊料选择及其生物安全性问题仍有待解决。Leclère 等[26]运用二极管激光器辅助手工缝合法进行了11 例手外科急诊手术的血管吻合，吻合血管直径＜1.5 mm，手术均获成功。

5 组织工程血管

在严重创伤组织重建、心脏搭桥手术及血管长度不 够的血管吻合时，常需要取一段患者正常血管进行移植，增加了患者的痛苦。组织工程血管（tissue engineered blood vessels，TEBVs）应运而生，从20 世纪初开发的玻璃管和金属管，到目前用于人类主动脉修复的氟聚合物网，这些TEBVs 的直径均大于1 cm，较小的管径增大了血栓和内膜增生的风险，限制了其在显微外科的应用。近年来，小直径TEBVs 研究有了较多进展。Li 等[27]在胶原管中预植内皮细胞，制得1 mm 内径的TEBVs，接入小鼠股动脉和股静脉中，在未应用抗凝剂的情况下保持了1 周通畅。Kimicata 等[28]使用去细胞的心包细胞外基质和聚富马酸丙烯酯生物杂交制成的1mm 直径血管，Jirofti 等[29]使用聚对苯二甲酸乙二醇酯（polyethylene terephthalate，PET）、聚氨酯（polyurethane，PU）和聚己内酯（polycaprolactone，PCL）按一定配比制成纳米纤维TEBVs，在周向应力、破裂压力和结构顺应性方面均表现优异。

虽然目前只有部分型号的血管吻合器得到临床规模应用，血管外科技术要求依然较高。但是随着新型材料和新型技术的不断出现，各种材料实用性和安全性的证实，未来血管吻合方式必将更加丰富，简单易行，并且吻合速度、吻合效果也会逐步提高。