新型血管吻合器的结构设计及离体实验研究*

向炀，郭宏波，职康康，王伟，毛琳，宋成利△

(1.上海理工大学健康科学与工程学院，现代微创医疗器械及技术教育部工程研究中心，上海 200093;2.海军军医大学第二附属医院，上海 200003;3.海军特色医学中心，上海 200433)

引言

血管吻合技术广泛应用于椎动脉重建、游离皮瓣移植、口腔颌面重建、头颈部重建等领域[1-3]。目前，临床上最常用的血管吻合方法为手工缝合法，但传统的手工血管缝合方法对医生要求较高，需要进行长时间的学习与练习，并且手工缝合时间长，易出现人为失误。另外，缝合后的异物反应、炎症反应和瘢痕组织，有可能增加术后血管狭窄或阻塞的风险[4-5]。

现有的血管吻合方法主要包括磁环吻合[6]、血管支架吻合[7]、医用黏合剂吻合[8-9]以及Coupler针环吻合[10-12]等。磁环吻合是使用磁压榨技术，利用磁体在相邻血管间产生持续的压迫，造成受压榨区域逐渐缺血坏死，周围组织逐渐愈合。其操作简单、吻合速度快，但生物相容性与稳定性不好，并且可能与其他吻合口相互影响，还会干扰体内心脏起搏器的正常工作及影像学检查。血管支架吻合法减少了血管吻合时缝线的使用，对血管正常生理功能起到了保护作用，但其需要在血管腔内植入血管支架。临床上血管支架材料多使用钽、医用不锈钢、镍钛合金等不可吸收金属，会造成血栓形成、血管再狭窄的风险[7,13]。医用黏合剂方法利用生物材料模拟创伤修复的过程，通过某种“胶水”将断裂的血管粘接在一起，以恢复血管的结构与功能[14]，但吻合后吻合口质脆、弹性差。

目前，国内外血管吻合研究领域的主要方向之一为机械性的吻合方式。Coupler针环吻合器是目前唯一已商用的血管吻合器械，是机械吻合的代表产品。其吻合环由超高分子聚乙烯以及医用不锈钢针组成，该器械将血管穿过吻合环后将血管断端外翻，外翻的血管固定至不锈钢针上，然后将两端吻合环对合，完成血管吻合。该器械对操作要求较低、吻合时间短、并且血管腔内无异物、内膜光滑。但是该装置仅适用于静脉血管，由于动脉血管壁厚、弹性高，故不适用动脉血管，并且在操作过程中有血管撕裂风险，会对血管造成透壁性损伤。负压血管吻合环对Coupler针环吻合进行了改进，去除不锈钢针采用负压装置外翻血管，避免了血管的透壁性损伤，但该方法的稳定性差，吻合过程可能发生血管脱落[15]。另一吻合装置也对Coupler血管吻合器进行了改进，将针环拆解成四个旋转外翻部分，优化了手术操作[16]，但仍有造成血管撕裂的风险，并且其对动脉的作用有限。

1 材料与方法

1.1 血管吻合器的结构设计

理想的血管吻合器应符合以下四个原则：避免吻合口狭窄、避免血管腔狭窄和凹凸不平、断端血管内膜紧贴、避免吻合材料与血液直接接触[17]。目前主流的手工缝合技术与coupler机械吻合由于缝针缝线穿透血管壁，且缝线与血液接触等原因，无法实现理想的血管吻合。因此，本研究设计的新型血管吻合器需满足以下要求：简化手术操作、缩短手术时间、提高手术效率；同时适用于动、静脉的血管吻合；吻合结构不与血液直接接触、断端血管之间内膜紧贴且需要能支撑吻合口。基于以上分析，所设计器械见图1。

图1 新型血管吻合器的结构示意图Fig.1 Structural diagram of the novel vascular stapler

新型血管吻合器包括吻合结构与手柄结构两大部分。吻合结构包括内环与外环，环上采用非永久性止逆锁的卡扣结构，用于完成血管的吻合。吻合环设计有不同尺寸，以适应各个直径血管的吻合。手柄结构包括执行机构、传动机构和驱动机构。执行机构上设有相互垂直的卡槽安装吻合环；传动机构采用连杆传动，外管设计细窄便于进入狭窄处进行手术，手柄处符合人因工程学设计。该手柄结构用于辅助吻合环对合，完成血管吻合操作。吻合器吻合步骤见图2。首先，将血管断端穿过内环，修剪血管断端，减小血管张力。然后，将血管断端外翻，推入外环夹紧外翻血管且与内环对合，将血管断端固定，另一端相同操作后，将两端对合，完成血管吻合。吻合环、手柄外壳等使用3D打印加工，其余零件采用机加工方式。

图2 血管吻合步骤示意图Fig.2 Schematic diagram of anastomosis steps

1.2 血管吻合器结构的有限元分析

在血管吻合的过程中，若吻合环对血管的施压过大，会造成血管内膜永久性受损，若施压过小，则会造成吻合口密封性不好，渗漏量大，上述情形均视为吻合失败[18]。并且，扣合的吻合器需承受正常的生理载荷，故使用有限元分析模拟吻合过程中血管与血管吻合器的相互作用，完善器械参数。

1.2.1有限元模型与材料参数 几何模型使用SolidWorks建模，吻合环内环内径为6 mm，壁厚0.75 mm，外环内径8.4 mm，壁厚1.4 mm。动脉血管模型直径为6 mm，壁厚1 mm。模型导入ANSYS进行网格划分，共69 546个节点，15 589个单元。

动脉血管分为内层、中层和外层。研究表明，血管的力学性质取决于血管的中层。而动脉的主要力学特性有超弹性、各向异性、非线性和不可压缩性[19-20]。在模拟生理载荷下，动脉组织的周向和纵向特性无显著差异，故选用5常数3阶各向同性超弹性模型(Mooney-Rivlin)[21-22]:

W=a10(I1-3)+a01(I2-3)+a10(I1-3)2+

a11(I1-3)(I2-3)+a30(I1-3)3

(1)

其中，a10=18.90 kPa，a01=2.75 kPa，a10=85.72 kPa，a11=590.43 kPa，a30=0 kPa。

（3）ES 提供了RESTful API，使用JSON 格式，提供了非常优秀的外部交互能力，使得搜索引擎能够支持多种文件类型的搜索。ES 项目提供了多种语言版本的客户端，包括Java、Python、.NET 和Groovy，提供了友好的二次开发平台。

吻合环采用高密度聚乙烯(HDPE)材料，使用Sherwood-Frost模型描述HDPE的力学行为[23-24]：

(2)

1.2.2边界与载荷 本研究使用有限元ANSYS19.2软件来仿真分析吻合环与血管之间的相互作用。吻合环通过对血管的轴向施压来完成吻合，首先需要确定吻合环对血管的施压距离。仿真中设置模型径向位移和周向位移为0，保留轴向位移。两侧吻合外环对外翻的血管壁持续施加等大反向的压力，记录此时吻合环产生的轴向位移作为其施压距离，该条件下血管壁产生的应力为吻合后血管上的预紧力。再对血管两端施加轴向位移，模拟由于日常活动而产生的血管拉伸，观察吻合环上的应力分布情况。

1.3 体外实验

1.3.1体外拉伸实验 在日常生活中，由于人的运动，血管会受到一定的拉伸。故设置拉伸实验评估本研究血管吻合器所能承受的最大力。将采集的猪动脉切成两半，然后利用新型血管吻合器将其重新连接。将血管两端使用缝线固定至PC软管，而后将两端软管分别固定于拉伸试验机的上、下夹具上，使血管保持竖直不能倾斜，见图3(a)。以100 mm/min的速度进行拉伸，直至断裂。重复进行6组实验(血管编号为1—6)，记录最大拉伸力以及断裂状态。

1.3.2体外渗漏实验 在正常生理状态下，血管舒张压范围为60～80 mmHg，收缩压范围为100～120 mmHg。为了验证新型血管吻合器在正常情况的密封性，保证其安全有效，设计了渗露试验测试吻合口的渗露程度。将采集的主动脉分成两半，分为四组：第一组由血管外科医生使用手工缝合，将血管重新连接；第二组使用单侧加压距离为0.2 mm的血管吻合器将血管重新连接；第三组使用单侧加压距离为0.3 mm的血管吻合器将血管重新连接；第四组使用单侧加压距离为0.4 mm的血管吻合器将血管重新连接。然后将吻合完成的血管一端堵住，另一端匀速注水，使血压缓慢上升至极值，高于正常血压，至极值后观测5 min，见图3(c)。每组重复进行4次。记录血管吻合时间、极值水压以及5 min渗漏程度。

图3 体外拉伸实验与渗漏实验Fig. 3 Ex vivo tensile test and leaktest

2 结果

2.1 有限元分析结果

本研究对吻合环与血管的相互作用过程进行了仿真模拟。首先，对吻合环对血管施压过程进行仿真，单侧施压距离与血管的应力关系见图4。在单侧施压距离0.2、0.3、0.4 mm时，血管压缩率分别为20%、30%、40%，血管内膜所受到的最大应力分别为0.22、0.58、1.31 MPa。由图4可知，随着施压距离的增大，血管组织受到的应力也随之增加。

图4 血管在不同施压距离下的应力分布Fig. 4 Stress distributions of blood vessels under applying different pressures

然后，对吻合完成后的血管两端施加位移载荷，使血管处于极端拉伸情况，得到吻合环上的应力分布。在单侧施压距离0.2、0.3、0.4 mm，血管压缩率分别为20%、30%、40%时，吻合环所受到的最大应力分别为18.24、28.54、32.49 MPa，吻合环上的最大应力随着施压距离的增大而增大，但均低于材料屈服强度。可以得出，在三种不同压缩情况下，吻合环强度均可以满足吻合要求。

2.2 体外实验结果

2.2.1拉伸实验 拉伸实验对松弛的动脉施加载荷，直至动脉撕裂或吻合环脱落，结果见表1。在实验中出现了不同的断裂方式：(1)血管从单侧外环与内环之间脱落；(2)血管从PC软管处滑脱。吻合后血管的平均最大拉伸力为6.08 N，远高于血管在极端拉伸(20%)情况的受力[25]。故吻合后的动脉血管足以承受人体正常的生理载荷，满足吻合血管的要求。

表1 拉伸实验结果Table 1 Results of tensile test

2.2.2渗漏实验 渗漏实验结果见图5，第一组、第二组、第三组以及第四组的极值水压均值分别为90.87、83.04、148.25、148.20 mmHg，第一组的极值水压略高于第二组，但第一、第二组的极值水压均低于第三、第四组。

第一与第二组吻合后血管均发生渗漏，第三与第四组大部分吻合后血管发生渗漏。第一、二、三、四组的5 min渗漏量均值分别为21.4、46.9、5.7、7.8 mL，第二组平均渗漏最多，第一组渗漏略少于第二组，第三、第四组平均渗漏量较少，但出现单个渗漏略大情况。

第一、二、三、四组的平均吻合时间分别为8.6、2.8、3.0、2.9 min，第一组手工缝合组所用吻合时间高于其他3组。

注：图中第一组为手工缝合组；第二组为吻合器组(施压距离0.2 mm)；第三组为吻合器组(施压距离0.3 mm)；第四组为吻合器组(施压距离0.4 mm)。

3 讨论

在渗漏实验中，手工缝合组与吻合器组的极值水压均高于人体平均生理载荷[26]，但第二组的平均极值水压最低，且渗漏量与渗漏速度最大，还未达到最好的血管密封效果。第三组与第四组平均极值水压高于手工缝合组，且渗漏量均低于手工缝合组，吻合效果优于手工缝合。两组之间的平均极值水压接近，渗漏量均较少，但第四组出现单个血管极值水压下降、渗漏量较大的情况。从有限元分析结果可知，施压距离为0.3、0.4 mm时，血管内膜所受最大应力分别为0.58、1.31 MPa，第三组血管所受应力更小，血管内膜损伤程度小，组织愈合速度更快。第四组有血管出现极值水压下降以及渗漏量较大情况，可能是由于对血管内膜施压过大，血管出现了破损。综上，血管吻合器的最佳单侧施压距离为0.3 mm，此时，吻合后的血管可达到良好的密封效果，且对血管内膜损伤最小。

本研究的新型血管吻合器遵循理想血管吻合原则设计，实验研究证明，该器械的吻合速度要明显优于临床常用的手工缝合技术，并且在能够承受人体生理载荷的情况下，吻合密封效果比手工缝合更优。此外，该器械刚性的吻合环可以对血管起到支撑扩张的作用，使吻合后的血管有更好的通畅率，且不受人为影响。针环吻合需要钢针穿透血管壁，可能导致炎症，而且由于动脉壁厚而富有弹性，钢针无法起到很好的固定作用，吻合过程中易滑脱撕裂。因此，本研究针对针环吻合做出了改进，使用卡扣结构，利用内外环施压固定血管壁，并且外翻达到吻合动脉的目的。

实验过程中可观测到，使用新型血管吻合器吻合的血管内壁光滑、无异物，避免了缝线缝合后，内壁凹凸不平的情况。辅助安装手柄可以进入较深的位置进行吻合，避免了手工缝合时缝合不便的问题。本研究吻合环还配置了不同尺寸，以适应不同部位的血管。

在后续的工作中，我们会对器械进行更深入的研究和改进。刚性吻合环虽能起到支撑作用，但也限制了动脉正常的收缩与舒张，且吻合环需要永久留置于体内，使体内长期存在异物。因此，未来考虑采用可降解材料解决该问题，使吻合环在血管愈合后逐渐降解。这样既保留了其在血管愈合期间的支撑功能，吻合环降解后，不影响血管的舒缩，无体内留置异物。对于吻合器在生理状态下的表现，后续将进行动物实验验证，观察术中吻合时间和渗漏情况，并进行随访指标(吻合口狭窄率、血栓形成、血常规、凝血4项、D-二聚体等)以及病理指标(内中膜损伤、吻合口内皮生长、血管与周围组织粘连、炎症细胞浸润以及周围组织纤维化情况等)的数据采集。

4 结论

本研究基于理想血管吻合的四大原则设计了一种血管吻合器，建立了吻合器吻合血管的有限元模型，研究了血管内膜吻合后的受力情况，探究了吻合器施压距离对血管吻合效果的影响规律，并通过离体实验进行了验证。

研究结果表明，当单侧施压距离为0.3 mm时，吻合效果最好，吻合口密封性良好、渗漏量少，其极值水压为(148.25±0.13) mmHg，最大拉伸力为(6.08±1.78) N，满足临床上对血管吻合的要求。本研究设计的新型血管吻合器探究了新的血管吻合方式，可以实现快速有效的血管吻合，为未来的临床医学研究奠定了基础。