腹腔鏡手術鉗夾持組織操作過程中，過大的夾持力會造成組織損傷，引發各種術后并發癥。本文應用活體兔大腸作為組織模型，利用試驗研究、有限元模擬和病理性分析相結合的方法，對不同齒形和邊緣倒角的手術鉗鉗頭的夾持操作進行了安全性定量評估。結果表明，組織中產生的應力集中和組織中損傷最嚴重的部位均出現在與鉗頭邊緣接觸的區域；增加鉗頭邊緣倒角曲率半徑和齒形弧度，均可以減輕夾持時造成的組織損傷。試驗結果可為無創手術鉗的設計和選型提供基礎數據。
引用本文： 王進, 李煒, 周仲榮. 腹腔鏡手術鉗夾持組織過程中安全性研究. 生物醫學工程學雜志, 2018, 35(1): 49-56. doi: 10.7507/1001-5515.201611003 復制
引言
腹腔鏡手術鉗在手術操作中的主要功能是夾持、拖拽和重置腹部器官和組織。為了確保夾持穩定性，防止組織滑脫，手術鉗鉗頭通常設計成銳利的邊緣和齒形結構，這將導致夾持力不均勻地分布在夾鉗與組織的接觸界面上[1-2]，而手術操作中較高的峰值應力通常會引起組織損傷[1-10]，造成多種嚴重并發癥，如粘連、腸穿孔等。其中腸穿孔是由于腸壁受損而引起的嚴重并發癥之一，其發病率和死亡率高達 20%[3, 11]。因此，手術鉗的安全性設計對于減少術中組織的意外損傷至關重要。
為了評估手術鉗安全性，少數研究者使用有限元方法對不同的手術鉗壓縮組織時產生的應力分布進行了統計分析[8, 12]。另一些研究者對組織的損傷程度進行了評定。例如，Marucci 等[4]統計了羊胃的撕裂比例，Chen 等[5]使用激光共聚焦顯微鏡計算了肝組織的變形量與組織損傷的關系，Bianchi 等[7]通過免疫化學和形態學分析方法評估了手術鉗夾持后的主動脈壁損傷程度。然而，手術鉗夾持后的組織損傷形式不僅與手術的操作模式有關，還與鉗頭的結構有關，而不同的鉗頭結構設計對組織損傷的影響尚不清楚。此外，由于實驗的復雜性和條件的限制，尚缺乏基于活體組織模型的夾鉗安全性評估數據。
因此，本文利用活體兔大腸為組織模型，在生物力學試驗機上模擬腹腔鏡手術過程中手術鉗的夾持組織操作，研究了不同齒形和邊緣倒角的鉗頭夾持操作時在組織中產生的應力分布與組織損傷的關系，利用試驗研究、有限元模擬和病理性分析對手術鉗的安全性進行了定量評估，以期為新型腹腔鏡手術鉗的安全性設計提供理論基礎。
1 試驗
1.1 樣品準備
試驗的組織器官模型為活體兔大腸，選用健康的成年雄性新西蘭大耳兔 5 只，體重 2.5～3.0 kg，由四川省試驗動物養殖中心提供。試驗按照國際動物保護協會的規定[13]進行，在模擬手術過程對兔子進行腹部清洗、剪毛、四肢固定、麻醉及開腹后，輕輕游離出大腸組織備用。
1.2 試驗方法
手術鉗夾持試驗在微機控制電子萬能材料試驗機（HY0580，上海衡翼精密儀器有限公司；測試速度范圍：0.001～800.000 mm·min–1；最大上下移動位移：800 mm；精度：< 0.2%）上進行，如圖 1a 所示。該試驗機主要部分包括力傳感器、全數字交流伺服電機、高精度控制傳感器和夾具裝置。上夾具裝置與傳感器（測量范圍：0.001～50.000 N；分辨率：0.01%）相連，下夾具裝置與基座相連。
四種不同齒形和邊緣倒角的腹腔鏡手術鉗由杭州桐廬憶達醫療器械有限公司提供（見圖 1c、d），鉗頭的表面尺寸均為 18 mm × 5 mm。楔形齒鉗頭的齒高為 0.74 mm，正弦齒鉗頭的齒高為 0.52 mm，平面鉗頭邊緣倒角分別為 R0.5、1.5 mm。試驗前取下鉗頭兩個夾爪，使用合成樹脂包埋后分別固定在上下夾具裝置上（見圖 1a、b）。試驗時將兔大腸輕輕放在下鉗頭上（見圖 1b），上鉗頭以一定速度壓下完成夾持操作。根據文獻中提到的實際手術中的夾持參數[14]，選用的施壓速度為 1 mm·s–1，壓縮力（夾持力）F 為 3 N，壓縮時間 t 為 30 s。壓縮比 ε 為組織的軸向變形量與其厚度的比值。試驗溫度為 18～22℃，空氣相對濕度為 45%～55%。相同試驗條件下進行 5 次重復試驗。
圖1
測試設備及材料
a. HY0580 微機控制電子萬能材料試驗機；b. 兔大腸及上下鉗頭；c. 樹脂包埋的鉗頭：1 為楔形鉗頭，2 為正弦鉗頭，3 為平面鉗頭 R0.5 mm，4 為平面鉗頭 R1.5 mm；d. 不同鉗頭的表面形貌
Figure1. Testing systema. HY0580 microcomputer control electronic universal material testing machine; b. rabbit large intestine and jaws; c. jaws with resin embedding: 1. wedge jaw; 2. sine jaw; 3. flat jaw with radius of curvature of 0.5 mm; 4. flat jaw with radius of curvature of 1.5 mm; d. shapes of different jaws
1.3 有限元模擬
在本研究中，有限元分析用于定性模擬大腸的損傷機制并確定組織中最大 von Mises 應力。我們假設大腸具有均勻性、各向同性、不可壓縮和超彈性材料屬性，并利用測得的試驗數據來確定模型的參數。
組織的超彈性特性應用一階 Ogden 模型[15]來描述。該模型的應變能方程為[15]
 |
其中，超彈性系數
1、
1 通過實驗數據獲得。d1 是體積變化參數，
1、
2、
3 是軸向伸長率，J 是雅克比行列式的變形梯度。由于本研究中的假設和實驗方式與文獻[8, 10]中的一致，因此，壓縮方向的應力可以表示為[8, 10]
 |
其中，軸向拉伸率
1 = 1 – ε。
為了探索夾鉗邊緣倒角的變化對夾鉗安全性的影響，我們沿著鉗頭的寬度截面方向建立了邊緣倒角為 0.5 mm、1.5 mm 的鉗頭與組織的模型（分別為模型 1 和模型 2），如圖 2 第一行所示。而對于鉗頭齒形變化對夾鉗安全性的影響是沿著鉗頭長度截面的方向建立了模型 3 和模型 4（見圖 2 第二行）。通過以上建模來模擬楔形鉗和正弦齒鉗頭與組織間的相互作用。各模型中鉗頭的材料是解析剛體，組織的邊界條件為固定底面在 x 方向和 y 方向的位移。模型及其網格單元的詳細介紹如表 1 所示，分網結果如圖 2 所示。所有模型的建立和分析都是在 ABAQUS/Standard 10.0（SIMULIA，美國）中完成的。
表1
有限元模型及其網格單元的詳細介紹
Table1.
Details of finite element models and the mesh units
圖2
有限元模型的分網結果
Figure2.
Finite element meshing of four finite element models
為簡便起見，沒有考慮壓縮過程中摩擦力的影響。在對壓縮過程進行模擬時，將鉗頭作為主動接觸面，組織表面作為被動接觸面。由于忽略了壓縮過程中摩擦力的影響，組織和鉗頭間的接觸模式設置為綁定約束。所有的模型中均使用 3 N 的壓縮力壓縮組織 30 s。
1.4 組織損傷觀察
試驗完成后，采用靜脈推入空氣將兔子處死，及時切取夾持部位大腸組織（試驗組）與未夾持部位的大腸組織（對照組），參照文獻[16-17]所述制作蘇木精-伊紅（hematoxylin and eosin，HE）染色病理切片和掃描電鏡切片，并利用生物顯微鏡（BX63，OLYMPUS，日本）和掃描電子顯微鏡（JSM6610，JEOL，日本）觀察大腸組織的病理性變化和表面微觀結構損傷。
1.5 病理性評價方法
大腸組織的夾持部位通常會出現炎性細胞浸潤，漿膜層、肌層和黏膜層破裂、充血和出血等，我們參照文獻中膽囊、氣管等損傷的病理性評價方法[18-20]，建立了大腸組織損傷的病理性評分系統，如表 2 所示。其中，量化數據的標準化方式如下：
 |
權值 ω1、ω2、ω3、ω4 通過分層分析法[21]確定。
1.6 統計學處理
實驗數據均用均值 ± 標準差表示。組內和組間的差異分別用單因素方差分析和 Fisher 最小顯著性差異方法來分析，P < 0.05 為差異有統計學意義。所有的統計分析均在 SPSS Statistics 18.0（SPSS Inc.，美國）中進行。
表2
大腸損傷評價的病理評分系統
Table2.
Pathological grading system for the trauma assessment of large intestine
2 結果
2.1 組織的力學特性與模擬結果
圖 3a 為大腸組織在平面鉗頭壓縮下的典型的應力-應變曲線及 Ogden 模型擬合結果。用最小二乘法擬合的 Ogden 模型參數為：
1 = 43.13，
1 = 0.000 023 16 MPa，相關系數R2 = 0.986 1。大腸組織的應力和應變之間呈典型的非線性關系，擬合的結果在實驗均值曲線的偏差范圍內，說明可以用一階 Odgen 模型來模擬實驗數據。圖 3b、c 為大腸組織在不同鉗頭壓縮下的典型的力學曲線。從圖 3b 的力-時間曲線可見，壓縮力在前 5 s 內迅速達到一個峰值，然后很快下降到設定值以下，再緩慢上升并穩定在設定值附近；隨著時間的延長，不同鉗頭的壓縮力均達到了設定值。從圖 3c 壓縮比-時間曲線可以看到，壓縮比在前 5 s 內迅速升高，當壓縮力達到峰值時，壓縮比開始平緩變化。在同一時間點，楔形齒鉗頭的壓縮比最大，約為組織厚度的一半，而其他鉗頭的壓縮比僅為組織厚度的 30% 左右。
圖3
兔大腸組織在不同鉗頭壓縮下的力學特性
a. 實驗曲線與 Ogden 模型擬合曲線；b. 典型的力-時間曲線；c. 典型的壓縮比-時間曲線
Figure3. Mechanical characteristics of rabbit large intestines under compression by using different jawsa. measured and predicted results from the one term Ogden model; b. typical force-time curve; c. typical compression ratio-time curve
圖 4 描述了夾鉗構型的變化在組織中的應力分布有限元模擬結果。結果表明，受壓縮的組織的最大 von Mises 應力均出現在鉗頭邊緣接觸處（見圖 4a—d）。圖 4e 為各鉗頭壓縮組織時產生的最大 von Mises 應力。在相同夾持力下，平面鉗頭寬度截面上產生的峰值應力較大的是邊緣倒角半徑為 0.5 mm 的平面鉗；楔形鉗頭長度截面上產生的峰值應力大于正弦鉗。
圖4
有限元模擬的結果
a. 模型 1；b. 模型 2；c. 模型 3；d. 模型 4；e. 各模型的最大 Mises 應力
Figure4. Results of finite element simulationsa. Model 1; b. Model 2; c. Model 3; d. Model 4; e. maximum Mises stresses in the models
2.2 組織損傷評價結果
圖 5a 為掃描電鏡照片，圖 5b、c 為光鏡下大腸組織受壓縮區域典型的病理變化。在掃描電鏡下觀察到大腸表面的漿膜層撕裂（見圖 5a），在光鏡下發現大腸組織壓縮后的病理形態表現出炎癥細胞浸潤、充血、出血和內外層破裂等（見圖 5b、c）。從圖 5b 的組織病理切片可看出，組織中最嚴重的損傷區域是與鉗頭邊緣接觸的區域，說明大腸組織中的嚴重損傷區域與應力集中的區域是一致的。
圖 6a–e 分別為大腸組織炎癥細胞浸潤、充血/出血和內外層破裂病理形態的量化結果及綜合評分值，可見各組結果均與對照組有明顯差異（P < 0.05）。 圖 6a 顯示了不同鉗頭壓縮后大腸漿膜層的破壞長度，由圖可知邊緣倒角 0.5 mm 的平面鉗頭壓縮后的大腸組織中漿膜層破壞長度明顯大于邊緣倒角 1.5 mm 的平面鉗頭（P < 0.05），楔形齒鉗頭壓縮后的組織漿膜層的破壞長度明顯大于正弦齒鉗頭（ P < 0.05）。從 圖 6b 可以看出，與正弦齒鉗頭相比，楔形齒鉗頭壓縮后的組織中充血和出血量顯著增加（P < 0.05）。從 圖 6c、d 可見，邊緣倒角 0.5 mm 的平面鉗頭壓縮后的大腸組織中炎性細胞數目以及黏膜層破壞長度明顯大于邊緣倒角 1.5 mm 的平面鉗頭（P < 0.05），楔形齒鉗頭壓縮后的大腸組織中炎性細胞數目以及黏膜層破壞長度均明顯大于正弦齒鉗頭（ P < 0.05）。 圖 6e 為不同鉗頭壓縮后大腸損傷的綜合評分值，邊緣倒角 0.5 mm 的平面鉗頭壓縮后的大腸組織中組織損傷的評分值明顯大于邊緣倒角 1.5 mm 的平面鉗頭（P < 0.05），楔形齒鉗頭壓縮后的組織損傷的評分值明顯大于正弦齒鉗頭（ P < 0.05），說明壓縮力相同時，增加鉗頭邊緣倒角半徑和減緩齒的鋒利度均會減輕大腸組織的損傷程度。
圖5
損傷組織的典型圖片
a. 大腸組織掃描電鏡圖片；b—c. 大腸組織病理性損傷圖片
Figure5. Images of damaged large intestinea. image of large intestine under scanning electron microscope; b–c. pathological images of large intestine under optical microscope
圖6
組織損傷的評價結果
a—d. 各種損傷形態的量化統計結果；e. 大腸損傷評分值。* 各模型分別與對照組比較，
a–d. statistical results of different morphological damages; e. assessment scores of tissue damages. * Models
3 討論
手術鉗夾持組織過程中較高的應力集中會引起組織損傷[1-10]，增加術后并發癥的發病率。手術鉗鉗頭的構型是引起高應力集中的原因之一[8, 10]，因此，需要對鉗頭構型的安全性進行評估。本文利用試驗研究、有限元模擬和病理性分析相結合的方法，對手術鉗的安全性進行了定量評估。
從圖 3 大腸組織的壓縮力學特性可以看出，與大多數生物軟組織相似，大腸組織具有大變形特性，其應力應變曲線表現出非線性特性（見圖 3a）。在加載初期，由于慣性作用，在數秒內鉗頭施加在組織上的力達到峰值，腸腔中的食糜也向壓縮區域的兩側移動，大腸的壓縮比迅速增加（見圖 3b）。當加載的慣性作用消失后，鉗頭施加的力逐漸恢復到設定值并保持穩定，這時隨著時間的增加，大腸組織表現出蠕變特性，壓縮比開始緩慢增加（見圖 3c）。這一結果與我們前期研究的肝臟組織壓縮結果相一致[22]。相比之下，由于楔形齒較鋒利，與組織的接觸面積較小，相同壓縮力下的壓縮比顯著大于其他鉗頭。
為了確定大腸中的應力分布，本文建立了具有非線性力學性能的大腸組織的二維模型。結果表明，在加載過程中，最大 von Mises 應力隨著夾持力的增加而增加，這與 Cheng 等[8, 10]的研究結果相一致。本文的計算結果顯示楔形齒鉗頭壓縮時組織內部產生的峰值應力約為 3.800 MPa，比 Cheng 等[8]利用肝臟模型獲得的 0.580～0.800 MPa 要大。而正弦齒鉗頭在組織中產生的 von Mises 應力峰值也同 Cheng 等[8]的數據相差 2.175～2.225 MPa。其主要原因是本文中的壓縮深度為 3.5～4.0 mm，遠大于 Cheng 等[8]的設定值 1.0 mm。此外，模型的尺寸和其參數的變化也會對有限元分析結果產生影響。
大腸在受到鉗頭壓縮后，如果表面組織遭到破壞，組織中的應力集中區域就會由表面轉向深層的組織，對深層組織造成破壞，直至引起大腸的穿孔。在本文中，通過對大腸組織的病理性分析，發現大腸組織在受到鉗頭壓縮后不僅表面遭到破壞，內部的血管也破裂出血，甚至大腸的最內層（黏膜層）的細胞也產生了缺失現象。除此之外，大腸的免疫系統因為組織結構的破壞而產生了免疫反應，有大量的炎性細胞在受損區域聚集。組織中應力集中的區域越多，峰值應力越大，就越容易引起這一系列的病理性反應。因此，楔形齒和正弦齒鉗頭壓縮的組織中，由于壓縮區域的組織中應力分布極不均勻（見圖 4c–e），在局部產生了較大的應力，應力的傳遞會因血管壁的存在而受到阻礙，應力在管壁區域又產生了集中，增加了血管管壁的破壞概率，易造成出血，進而引起炎性反應。而楔形齒造成的組織內的峰值應力比正弦齒更大（見圖 4e），這與朱巍等[12]的研究結果相一致，因此楔形齒鉗頭是較易造成組織損傷的構型。此外，平面鉗頭壓縮組織時產生的應力集中區域位于與鉗頭邊緣接觸處，與鉗頭中部接觸的區域應力分布較為均勻，對組織中血管的損傷影響較小，損傷主要集中在組織內外表面。并且，鉗頭邊緣倒角曲率半徑的增加會使 von Mises 應力峰值減少，降低組織損傷程度，這與 Cheng 等[8]的研究結果相似。因此，建議外科醫生如果需要對大腸組織進行長時間夾持，使用平面鉗是一個較好的選擇，這一結果也同樣適用于胃的夾持[4]。另外，為了減少組織損傷，減少鉗頭表面齒形的鋒利度和增加鉗頭邊緣倒角的曲率半徑均有效，這對于設計無創傷夾鉗具有參考意義。
本文目前的研究有幾個局限性：一是沒有考慮組織的黏彈性特性。組織剛度更可能涉及組織的彈性結構而非組織的黏性結構[23]，也即在壓縮力保持在 3 N 時，大腸的應變變化非常緩慢，所以這種假設是合理的。二是盡管有限元模型中組織的幾何尺寸與活體大腸相似，但仍舊是一個簡化模型（結構和材料特性簡化）；在壓縮過程中，夾鉗與組織在水平方向上幾乎沒有相對運動。雖然在壓縮過程中這個假設可以成立，但是在我們下一步的有限元分析時還需要考慮摩擦過程和組織的結構。三是本研究的病理性評價方法只適用于大腸組織，由于每種組織存在結構和功能上的差異性，所以在將來的研究中，還需針對不同的組織建立不同的病理性評價系統。此外，除對組織進行夾持外，腹腔鏡手術鉗操作的另一個重要作用是拖拽和重置腹部器官和組織，在將來的研究中，還需要進一步綜合考慮夾持的穩定性與本文的夾鉗安全性的研究之間的相關關系。
4 結論
不同齒形和邊緣倒角的鉗頭以 1 mm/s 的加載速度、3 N 的壓縮力夾持大腸組織 30 s 后均會造成大腸組織表面和內部的損傷。組織中產生的應力集中和組織中損傷最嚴重的部位均出現在與鉗頭邊緣接觸的區域；增加鉗頭邊緣倒角曲率半徑和齒形弧度均可以減輕夾持時造成的組織表面和血管的損傷。本試驗結果為無創手術鉗的設計和選型提供了理論依據。
引言
腹腔鏡手術鉗在手術操作中的主要功能是夾持、拖拽和重置腹部器官和組織。為了確保夾持穩定性，防止組織滑脫，手術鉗鉗頭通常設計成銳利的邊緣和齒形結構，這將導致夾持力不均勻地分布在夾鉗與組織的接觸界面上[1-2]，而手術操作中較高的峰值應力通常會引起組織損傷[1-10]，造成多種嚴重并發癥，如粘連、腸穿孔等。其中腸穿孔是由于腸壁受損而引起的嚴重并發癥之一，其發病率和死亡率高達 20%[3, 11]。因此，手術鉗的安全性設計對于減少術中組織的意外損傷至關重要。
為了評估手術鉗安全性，少數研究者使用有限元方法對不同的手術鉗壓縮組織時產生的應力分布進行了統計分析[8, 12]。另一些研究者對組織的損傷程度進行了評定。例如，Marucci 等[4]統計了羊胃的撕裂比例，Chen 等[5]使用激光共聚焦顯微鏡計算了肝組織的變形量與組織損傷的關系，Bianchi 等[7]通過免疫化學和形態學分析方法評估了手術鉗夾持后的主動脈壁損傷程度。然而，手術鉗夾持后的組織損傷形式不僅與手術的操作模式有關，還與鉗頭的結構有關，而不同的鉗頭結構設計對組織損傷的影響尚不清楚。此外，由于實驗的復雜性和條件的限制，尚缺乏基于活體組織模型的夾鉗安全性評估數據。
因此，本文利用活體兔大腸為組織模型，在生物力學試驗機上模擬腹腔鏡手術過程中手術鉗的夾持組織操作，研究了不同齒形和邊緣倒角的鉗頭夾持操作時在組織中產生的應力分布與組織損傷的關系，利用試驗研究、有限元模擬和病理性分析對手術鉗的安全性進行了定量評估，以期為新型腹腔鏡手術鉗的安全性設計提供理論基礎。
1 試驗
1.1 樣品準備
試驗的組織器官模型為活體兔大腸，選用健康的成年雄性新西蘭大耳兔 5 只，體重 2.5～3.0 kg，由四川省試驗動物養殖中心提供。試驗按照國際動物保護協會的規定[13]進行，在模擬手術過程對兔子進行腹部清洗、剪毛、四肢固定、麻醉及開腹后，輕輕游離出大腸組織備用。
1.2 試驗方法
手術鉗夾持試驗在微機控制電子萬能材料試驗機（HY0580，上海衡翼精密儀器有限公司；測試速度范圍：0.001～800.000 mm·min–1；最大上下移動位移：800 mm；精度：< 0.2%）上進行，如圖 1a 所示。該試驗機主要部分包括力傳感器、全數字交流伺服電機、高精度控制傳感器和夾具裝置。上夾具裝置與傳感器（測量范圍：0.001～50.000 N；分辨率：0.01%）相連，下夾具裝置與基座相連。
四種不同齒形和邊緣倒角的腹腔鏡手術鉗由杭州桐廬憶達醫療器械有限公司提供（見圖 1c、d），鉗頭的表面尺寸均為 18 mm × 5 mm。楔形齒鉗頭的齒高為 0.74 mm，正弦齒鉗頭的齒高為 0.52 mm，平面鉗頭邊緣倒角分別為 R0.5、1.5 mm。試驗前取下鉗頭兩個夾爪，使用合成樹脂包埋后分別固定在上下夾具裝置上（見圖 1a、b）。試驗時將兔大腸輕輕放在下鉗頭上（見圖 1b），上鉗頭以一定速度壓下完成夾持操作。根據文獻中提到的實際手術中的夾持參數[14]，選用的施壓速度為 1 mm·s–1，壓縮力（夾持力）F 為 3 N，壓縮時間 t 為 30 s。壓縮比 ε 為組織的軸向變形量與其厚度的比值。試驗溫度為 18～22℃，空氣相對濕度為 45%～55%。相同試驗條件下進行 5 次重復試驗。
圖1
測試設備及材料
a. HY0580 微機控制電子萬能材料試驗機；b. 兔大腸及上下鉗頭；c. 樹脂包埋的鉗頭：1 為楔形鉗頭，2 為正弦鉗頭，3 為平面鉗頭 R0.5 mm，4 為平面鉗頭 R1.5 mm；d. 不同鉗頭的表面形貌
Figure1. Testing systema. HY0580 microcomputer control electronic universal material testing machine; b. rabbit large intestine and jaws; c. jaws with resin embedding: 1. wedge jaw; 2. sine jaw; 3. flat jaw with radius of curvature of 0.5 mm; 4. flat jaw with radius of curvature of 1.5 mm; d. shapes of different jaws
1.3 有限元模擬
在本研究中，有限元分析用于定性模擬大腸的損傷機制并確定組織中最大 von Mises 應力。我們假設大腸具有均勻性、各向同性、不可壓縮和超彈性材料屬性，并利用測得的試驗數據來確定模型的參數。
組織的超彈性特性應用一階 Ogden 模型[15]來描述。該模型的應變能方程為[15]
|
其中，超彈性系數
1、
1 通過實驗數據獲得。d1 是體積變化參數，
1、
2、
3 是軸向伸長率，J 是雅克比行列式的變形梯度。由于本研究中的假設和實驗方式與文獻[8, 10]中的一致，因此，壓縮方向的應力可以表示為[8, 10]
|
其中，軸向拉伸率
1 = 1 – ε。
為了探索夾鉗邊緣倒角的變化對夾鉗安全性的影響，我們沿著鉗頭的寬度截面方向建立了邊緣倒角為 0.5 mm、1.5 mm 的鉗頭與組織的模型（分別為模型 1 和模型 2），如圖 2 第一行所示。而對于鉗頭齒形變化對夾鉗安全性的影響是沿著鉗頭長度截面的方向建立了模型 3 和模型 4（見圖 2 第二行）。通過以上建模來模擬楔形鉗和正弦齒鉗頭與組織間的相互作用。各模型中鉗頭的材料是解析剛體，組織的邊界條件為固定底面在 x 方向和 y 方向的位移。模型及其網格單元的詳細介紹如表 1 所示，分網結果如圖 2 所示。所有模型的建立和分析都是在 ABAQUS/Standard 10.0（SIMULIA，美國）中完成的。
表1
有限元模型及其網格單元的詳細介紹
Table1.
Details of finite element models and the mesh units
圖2
有限元模型的分網結果
Figure2.
Finite element meshing of four finite element models
為簡便起見，沒有考慮壓縮過程中摩擦力的影響。在對壓縮過程進行模擬時，將鉗頭作為主動接觸面，組織表面作為被動接觸面。由于忽略了壓縮過程中摩擦力的影響，組織和鉗頭間的接觸模式設置為綁定約束。所有的模型中均使用 3 N 的壓縮力壓縮組織 30 s。
1.4 組織損傷觀察
試驗完成后，采用靜脈推入空氣將兔子處死，及時切取夾持部位大腸組織（試驗組）與未夾持部位的大腸組織（對照組），參照文獻[16-17]所述制作蘇木精-伊紅（hematoxylin and eosin，HE）染色病理切片和掃描電鏡切片，并利用生物顯微鏡（BX63，OLYMPUS，日本）和掃描電子顯微鏡（JSM6610，JEOL，日本）觀察大腸組織的病理性變化和表面微觀結構損傷。
1.5 病理性評價方法
大腸組織的夾持部位通常會出現炎性細胞浸潤，漿膜層、肌層和黏膜層破裂、充血和出血等，我們參照文獻中膽囊、氣管等損傷的病理性評價方法[18-20]，建立了大腸組織損傷的病理性評分系統，如表 2 所示。其中，量化數據的標準化方式如下：
|
權值 ω1、ω2、ω3、ω4 通過分層分析法[21]確定。
1.6 統計學處理
實驗數據均用均值 ± 標準差表示。組內和組間的差異分別用單因素方差分析和 Fisher 最小顯著性差異方法來分析，P < 0.05 為差異有統計學意義。所有的統計分析均在 SPSS Statistics 18.0（SPSS Inc.，美國）中進行。
表2
大腸損傷評價的病理評分系統
Table2.
Pathological grading system for the trauma assessment of large intestine
2 結果
2.1 組織的力學特性與模擬結果
圖 3a 為大腸組織在平面鉗頭壓縮下的典型的應力-應變曲線及 Ogden 模型擬合結果。用最小二乘法擬合的 Ogden 模型參數為：
1 = 43.13，
1 = 0.000 023 16 MPa，相關系數R2 = 0.986 1。大腸組織的應力和應變之間呈典型的非線性關系，擬合的結果在實驗均值曲線的偏差范圍內，說明可以用一階 Odgen 模型來模擬實驗數據。圖 3b、c 為大腸組織在不同鉗頭壓縮下的典型的力學曲線。從圖 3b 的力-時間曲線可見，壓縮力在前 5 s 內迅速達到一個峰值，然后很快下降到設定值以下，再緩慢上升并穩定在設定值附近；隨著時間的延長，不同鉗頭的壓縮力均達到了設定值。從圖 3c 壓縮比-時間曲線可以看到，壓縮比在前 5 s 內迅速升高，當壓縮力達到峰值時，壓縮比開始平緩變化。在同一時間點，楔形齒鉗頭的壓縮比最大，約為組織厚度的一半，而其他鉗頭的壓縮比僅為組織厚度的 30% 左右。
圖3
兔大腸組織在不同鉗頭壓縮下的力學特性
a. 實驗曲線與 Ogden 模型擬合曲線；b. 典型的力-時間曲線；c. 典型的壓縮比-時間曲線
Figure3. Mechanical characteristics of rabbit large intestines under compression by using different jawsa. measured and predicted results from the one term Ogden model; b. typical force-time curve; c. typical compression ratio-time curve
圖 4 描述了夾鉗構型的變化在組織中的應力分布有限元模擬結果。結果表明，受壓縮的組織的最大 von Mises 應力均出現在鉗頭邊緣接觸處（見圖 4a—d）。圖 4e 為各鉗頭壓縮組織時產生的最大 von Mises 應力。在相同夾持力下，平面鉗頭寬度截面上產生的峰值應力較大的是邊緣倒角半徑為 0.5 mm 的平面鉗；楔形鉗頭長度截面上產生的峰值應力大于正弦鉗。
圖4
有限元模擬的結果
a. 模型 1；b. 模型 2；c. 模型 3；d. 模型 4；e. 各模型的最大 Mises 應力
Figure4. Results of finite element simulationsa. Model 1; b. Model 2; c. Model 3; d. Model 4; e. maximum Mises stresses in the models
2.2 組織損傷評價結果
圖 5a 為掃描電鏡照片，圖 5b、c 為光鏡下大腸組織受壓縮區域典型的病理變化。在掃描電鏡下觀察到大腸表面的漿膜層撕裂（見圖 5a），在光鏡下發現大腸組織壓縮后的病理形態表現出炎癥細胞浸潤、充血、出血和內外層破裂等（見圖 5b、c）。從圖 5b 的組織病理切片可看出，組織中最嚴重的損傷區域是與鉗頭邊緣接觸的區域，說明大腸組織中的嚴重損傷區域與應力集中的區域是一致的。
圖 6a–e 分別為大腸組織炎癥細胞浸潤、充血/出血和內外層破裂病理形態的量化結果及綜合評分值，可見各組結果均與對照組有明顯差異（P < 0.05）。 圖 6a 顯示了不同鉗頭壓縮后大腸漿膜層的破壞長度，由圖可知邊緣倒角 0.5 mm 的平面鉗頭壓縮后的大腸組織中漿膜層破壞長度明顯大于邊緣倒角 1.5 mm 的平面鉗頭（P < 0.05），楔形齒鉗頭壓縮后的組織漿膜層的破壞長度明顯大于正弦齒鉗頭（ P < 0.05）。從 圖 6b 可以看出，與正弦齒鉗頭相比，楔形齒鉗頭壓縮后的組織中充血和出血量顯著增加（P < 0.05）。從 圖 6c、d 可見，邊緣倒角 0.5 mm 的平面鉗頭壓縮后的大腸組織中炎性細胞數目以及黏膜層破壞長度明顯大于邊緣倒角 1.5 mm 的平面鉗頭（P < 0.05），楔形齒鉗頭壓縮后的大腸組織中炎性細胞數目以及黏膜層破壞長度均明顯大于正弦齒鉗頭（ P < 0.05）。 圖 6e 為不同鉗頭壓縮后大腸損傷的綜合評分值，邊緣倒角 0.5 mm 的平面鉗頭壓縮后的大腸組織中組織損傷的評分值明顯大于邊緣倒角 1.5 mm 的平面鉗頭（P < 0.05），楔形齒鉗頭壓縮后的組織損傷的評分值明顯大于正弦齒鉗頭（ P < 0.05），說明壓縮力相同時，增加鉗頭邊緣倒角半徑和減緩齒的鋒利度均會減輕大腸組織的損傷程度。
圖5
損傷組織的典型圖片
a. 大腸組織掃描電鏡圖片；b—c. 大腸組織病理性損傷圖片
Figure5. Images of damaged large intestinea. image of large intestine under scanning electron microscope; b–c. pathological images of large intestine under optical microscope
圖6
組織損傷的評價結果
a—d. 各種損傷形態的量化統計結果；e. 大腸損傷評分值。* 各模型分別與對照組比較，
a–d. statistical results of different morphological damages; e. assessment scores of tissue damages. * Models
3 討論
手術鉗夾持組織過程中較高的應力集中會引起組織損傷[1-10]，增加術后并發癥的發病率。手術鉗鉗頭的構型是引起高應力集中的原因之一[8, 10]，因此，需要對鉗頭構型的安全性進行評估。本文利用試驗研究、有限元模擬和病理性分析相結合的方法，對手術鉗的安全性進行了定量評估。
從圖 3 大腸組織的壓縮力學特性可以看出，與大多數生物軟組織相似，大腸組織具有大變形特性，其應力應變曲線表現出非線性特性（見圖 3a）。在加載初期，由于慣性作用，在數秒內鉗頭施加在組織上的力達到峰值，腸腔中的食糜也向壓縮區域的兩側移動，大腸的壓縮比迅速增加（見圖 3b）。當加載的慣性作用消失后，鉗頭施加的力逐漸恢復到設定值并保持穩定，這時隨著時間的增加，大腸組織表現出蠕變特性，壓縮比開始緩慢增加（見圖 3c）。這一結果與我們前期研究的肝臟組織壓縮結果相一致[22]。相比之下，由于楔形齒較鋒利，與組織的接觸面積較小，相同壓縮力下的壓縮比顯著大于其他鉗頭。
為了確定大腸中的應力分布，本文建立了具有非線性力學性能的大腸組織的二維模型。結果表明，在加載過程中，最大 von Mises 應力隨著夾持力的增加而增加，這與 Cheng 等[8, 10]的研究結果相一致。本文的計算結果顯示楔形齒鉗頭壓縮時組織內部產生的峰值應力約為 3.800 MPa，比 Cheng 等[8]利用肝臟模型獲得的 0.580～0.800 MPa 要大。而正弦齒鉗頭在組織中產生的 von Mises 應力峰值也同 Cheng 等[8]的數據相差 2.175～2.225 MPa。其主要原因是本文中的壓縮深度為 3.5～4.0 mm，遠大于 Cheng 等[8]的設定值 1.0 mm。此外，模型的尺寸和其參數的變化也會對有限元分析結果產生影響。
大腸在受到鉗頭壓縮后，如果表面組織遭到破壞，組織中的應力集中區域就會由表面轉向深層的組織，對深層組織造成破壞，直至引起大腸的穿孔。在本文中，通過對大腸組織的病理性分析，發現大腸組織在受到鉗頭壓縮后不僅表面遭到破壞，內部的血管也破裂出血，甚至大腸的最內層（黏膜層）的細胞也產生了缺失現象。除此之外，大腸的免疫系統因為組織結構的破壞而產生了免疫反應，有大量的炎性細胞在受損區域聚集。組織中應力集中的區域越多，峰值應力越大，就越容易引起這一系列的病理性反應。因此，楔形齒和正弦齒鉗頭壓縮的組織中，由于壓縮區域的組織中應力分布極不均勻（見圖 4c–e），在局部產生了較大的應力，應力的傳遞會因血管壁的存在而受到阻礙，應力在管壁區域又產生了集中，增加了血管管壁的破壞概率，易造成出血，進而引起炎性反應。而楔形齒造成的組織內的峰值應力比正弦齒更大（見圖 4e），這與朱巍等[12]的研究結果相一致，因此楔形齒鉗頭是較易造成組織損傷的構型。此外，平面鉗頭壓縮組織時產生的應力集中區域位于與鉗頭邊緣接觸處，與鉗頭中部接觸的區域應力分布較為均勻，對組織中血管的損傷影響較小，損傷主要集中在組織內外表面。并且，鉗頭邊緣倒角曲率半徑的增加會使 von Mises 應力峰值減少，降低組織損傷程度，這與 Cheng 等[8]的研究結果相似。因此，建議外科醫生如果需要對大腸組織進行長時間夾持，使用平面鉗是一個較好的選擇，這一結果也同樣適用于胃的夾持[4]。另外，為了減少組織損傷，減少鉗頭表面齒形的鋒利度和增加鉗頭邊緣倒角的曲率半徑均有效，這對于設計無創傷夾鉗具有參考意義。
本文目前的研究有幾個局限性：一是沒有考慮組織的黏彈性特性。組織剛度更可能涉及組織的彈性結構而非組織的黏性結構[23]，也即在壓縮力保持在 3 N 時，大腸的應變變化非常緩慢，所以這種假設是合理的。二是盡管有限元模型中組織的幾何尺寸與活體大腸相似，但仍舊是一個簡化模型（結構和材料特性簡化）；在壓縮過程中，夾鉗與組織在水平方向上幾乎沒有相對運動。雖然在壓縮過程中這個假設可以成立，但是在我們下一步的有限元分析時還需要考慮摩擦過程和組織的結構。三是本研究的病理性評價方法只適用于大腸組織，由于每種組織存在結構和功能上的差異性，所以在將來的研究中，還需針對不同的組織建立不同的病理性評價系統。此外，除對組織進行夾持外，腹腔鏡手術鉗操作的另一個重要作用是拖拽和重置腹部器官和組織，在將來的研究中，還需要進一步綜合考慮夾持的穩定性與本文的夾鉗安全性的研究之間的相關關系。
4 結論
不同齒形和邊緣倒角的鉗頭以 1 mm/s 的加載速度、3 N 的壓縮力夾持大腸組織 30 s 后均會造成大腸組織表面和內部的損傷。組織中產生的應力集中和組織中損傷最嚴重的部位均出現在與鉗頭邊緣接觸的區域；增加鉗頭邊緣倒角曲率半徑和齒形弧度均可以減輕夾持時造成的組織表面和血管的損傷。本試驗結果為無創手術鉗的設計和選型提供了理論依據。
