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西南交通大学 机械工程学院（成都 610031）, School of Mechanical Engineering, Southwest Jiaotong University, Chengdu 610031, P.R.China

西南交通大学 机械工程学院（成都 610031）, School of Mechanical Engineering, Southwest Jiaotong University, Chengdu 610031, P.R.China

西南交通大学 机械工程学院（成都 610031）, School of Mechanical Engineering, Southwest Jiaotong University, Chengdu 610031, P.R.China

腹腔镜手术钳夹持组织操作过程中，过大的夹持力会造成组织损伤，引发各种术后并发症。本文应用活体兔大肠作为组织模型，利用试验研究、有限元模拟和病理性分析相结合的方法，对不同齿形和边缘倒角的手术钳钳头的夹持操作进行了安全性定量评估。结果表明，组织中产生的应力集中和组织中损伤最严重的部位均出现在与钳头边缘接触的区域；增加钳头边缘倒角曲率半径和齿形弧度，均可以减轻夹持时造成的组织损伤。试验结果可为无创手术钳的设计和选型提供基础数据。

The large force applied by laparoscopic grasper during clamping operation can cause tissue damage and induce various complications. In this research, the security of graspers with different radii of curvature and teeth were evaluated by using experimental investigation, finite element simulation and tissue damage assessment method based on in vivo compression tests with rabbit large intestines models. Results showed that the most serious tissue damages appeared in areas that were in contact with the jaw edges, which were the regions of stress concentration. The increase in radii of curvature of the edges or teeth could alleviate the tissue damages. The results could provide basic data for choosing and designing noninvasive graspers.

腹腔镜手术钳在手术操作中的主要功能是夹持、拖拽和重置腹部器官和组织。为了确保夹持稳定性，防止组织滑脱，手术钳钳头通常设计成锐利的边缘和齿形结构，这将导致夹持力不均匀地分布在夹钳与组织的接触界面上[1-2]，而手术操作中较高的峰值应力通常会引起组织损伤[1-10]，造成多种严重并发症，如粘连、肠穿孔等。其中肠穿孔是由于肠壁受损而引起的严重并发症之一，其发病率和死亡率高达 20%[3, 11]。因此，手术钳的安全性设计对于减少术中组织的意外损伤至关重要。

为了评估手术钳安全性，少数研究者使用有限元方法对不同的手术钳压缩组织时产生的应力分布进行了统计分析[8, 12]。另一些研究者对组织的损伤程度进行了评定。例如，Marucci 等[4]统计了羊胃的撕裂比例，Chen 等[5]使用激光共聚焦显微镜计算了肝组织的变形量与组织损伤的关系，Bianchi 等[7]通过免疫化学和形态学分析方法评估了手术钳夹持后的主动脉壁损伤程度。然而，手术钳夹持后的组织损伤形式不仅与手术的操作模式有关，还与钳头的结构有关，而不同的钳头结构设计对组织损伤的影响尚不清楚。此外，由于实验的复杂性和条件的限制，尚缺乏基于活体组织模型的夹钳安全性评估数据。

因此，本文利用活体兔大肠为组织模型，在生物力学试验机上模拟腹腔镜手术过程中手术钳的夹持组织操作，研究了不同齿形和边缘倒角的钳头夹持操作时在组织中产生的应力分布与组织损伤的关系，利用试验研究、有限元模拟和病理性分析对手术钳的安全性进行了定量评估，以期为新型腹腔镜手术钳的安全性设计提供理论基础。

试验的组织器官模型为活体兔大肠，选用健康的成年雄性新西兰大耳兔 5 只，体重 2.5～3.0 kg，由四川省试验动物养殖中心提供。试验按照国际动物保护协会的规定[13]进行，在模拟手术过程对兔子进行腹部清洗、剪毛、四肢固定、麻醉及开腹后，轻轻游离出大肠组织备用。

手术钳夹持试验在微机控制电子万能材料试验机（HY0580，上海衡翼精密仪器有限公司；测试速度范围：0.001～800.000 mm·min–1；最大上下移动位移：800 mm；精度：< 0.2%）上进行，如图 1a 所示。该试验机主要部分包括力传感器、全数字交流伺服电机、高精度控制传感器和夹具装置。上夹具装置与传感器（测量范围：0.001～50.000 N；分辨率：0.01%）相连，下夹具装置与基座相连。

Testing system

测试设备及材料

a. 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

a. HY0580 微机控制电子万能材料试验机；b. 兔大肠及上下钳头；c. 树脂包埋的钳头：1 为楔形钳头，2 为正弦钳头，3 为平面钳头 R0.5 mm，4 为平面钳头 R1.5 mm；d. 不同钳头的表面形貌

四种不同齿形和边缘倒角的腹腔镜手术钳由杭州桐庐忆达医疗器械有限公司提供（见图 1c、d），钳头的表面尺寸均为 18 mm × 5 mm。楔形齿钳头的齿高为 0.74 mm，正弦齿钳头的齿高为 0.52 mm，平面钳头边缘倒角分别为 R0.5、1.5 mm。试验前取下钳头两个夹爪，使用合成树脂包埋后分别固定在上下夹具装置上（见图 1a、b）。试验时将兔大肠轻轻放在下钳头上（见图 1b），上钳头以一定速度压下完成夹持操作。根据文献中提到的实际手术中的夹持参数[14]，选用的施压速度为 1 mm·s–1，压缩力（夹持力）F 为 3 N，压缩时间 t 为 30 s。压缩比 ε 为组织的轴向变形量与其厚度的比值。试验温度为 18～22℃，空气相对湿度为 45%～55%。相同试验条件下进行 5 次重复试验。

在本研究中，有限元分析用于定性模拟大肠的损伤机制并确定组织中最大 von Mises 应力。我们假设大肠具有均匀性、各向同性、不可压缩和超弹性材料属性，并利用测得的试验数据来确定模型的参数。

组织的超弹性特性应用一阶 Ogden 模型[15]来描述。该模型的应变能方程为[15]

其中，超弹性系数 1、 1 通过实验数据获得。d1 是体积变化参数， 1、 2、 3 是轴向伸长率，J 是雅克比行列式的变形梯度。由于本研究中的假设和实验方式与文献[8, 10]中的一致，因此，压缩方向的应力可以表示为[8, 10]

其中，轴向拉伸率 1 = 1 – ε。

为了探索夹钳边缘倒角的变化对夹钳安全性的影响，我们沿着钳头的宽度截面方向建立了边缘倒角为 0.5 mm、1.5 mm 的钳头与组织的模型（分别为模型 1 和模型 2），如图 2 第一行所示。而对于钳头齿形变化对夹钳安全性的影响是沿着钳头长度截面的方向建立了模型 3 和模型 4（见图 2 第二行）。通过以上建模来模拟楔形钳和正弦齿钳头与组织间的相互作用。各模型中钳头的材料是解析刚体，组织的边界条件为固定底面在 x 方向和 y 方向的位移。模型及其网格单元的详细介绍如表 1 所示，分网结果如图 2 所示。所有模型的建立和分析都是在 ABAQUS/Standard 10.0（SIMULIA，美国）中完成的。

有限元模型及其网格单元的详细介绍

Finite element meshing of four finite element models

有限元模型的分网结果

为简便起见，没有考虑压缩过程中摩擦力的影响。在对压缩过程进行模拟时，将钳头作为主动接触面，组织表面作为被动接触面。由于忽略了压缩过程中摩擦力的影响，组织和钳头间的接触模式设置为绑定约束。所有的模型中均使用 3 N 的压缩力压缩组织 30 s。

试验完成后，采用静脉推入空气将兔子处死，及时切取夹持部位大肠组织（试验组）与未夹持部位的大肠组织（对照组），参照文献[16-17]所述制作苏木精-伊红（hematoxylin and eosin，HE）染色病理切片和扫描电镜切片，并利用生物显微镜（BX63，OLYMPUS，日本）和扫描电子显微镜（JSM6610，JEOL，日本）观察大肠组织的病理性变化和表面微观结构损伤。

大肠组织的夹持部位通常会出现炎性细胞浸润，浆膜层、肌层和黏膜层破裂、充血和出血等，我们参照文献中胆囊、气管等损伤的病理性评价方法[18-20]，建立了大肠组织损伤的病理性评分系统，如表 2 所示。其中，量化数据的标准化方式如下：

大肠损伤评价的病理评分系统

权值 ω1、ω2、ω3、ω4 通过分层分析法[21]确定。

实验数据均用均值 ± 标准差表示。组内和组间的差异分别用单因素方差分析和 Fisher 最小显著性差异方法来分析，P < 0.05 为差异有统计学意义。所有的统计分析均在 SPSS Statistics 18.0（SPSS Inc.，美国）中进行。

图 3a 为大肠组织在平面钳头压缩下的典型的应力-应变曲线及 Ogden 模型拟合结果。用最小二乘法拟合的 Ogden 模型参数为： 1 = 43.13， 1 = 0.000 023 16 MPa，相关系数R2 = 0.986 1。大肠组织的应力和应变之间呈典型的非线性关系，拟合的结果在实验均值曲线的偏差范围内，说明可以用一阶 Odgen 模型来模拟实验数据。图 3b、c 为大肠组织在不同钳头压缩下的典型的力学曲线。从图 3b 的力-时间曲线可见，压缩力在前 5 s 内迅速达到一个峰值，然后很快下降到设定值以下，再缓慢上升并稳定在设定值附近；随着时间的延长，不同钳头的压缩力均达到了设定值。从图 3c 压缩比-时间曲线可以看到，压缩比在前 5 s 内迅速升高，当压缩力达到峰值时，压缩比开始平缓变化。在同一时间点，楔形齿钳头的压缩比最大，约为组织厚度的一半，而其他钳头的压缩比仅为组织厚度的 30% 左右。

Mechanical characteristics of rabbit large intestines under compression by using different jaws

兔大肠组织在不同钳头压缩下的力学特性

a. measured and predicted results from the one term Ogden model; b. typical force-time curve; c. typical compression ratio-time curve

a. 实验曲线与 Ogden 模型拟合曲线；b. 典型的力-时间曲线；c. 典型的压缩比-时间曲线

图 4 描述了夹钳构型的变化在组织中的应力分布有限元模拟结果。结果表明，受压缩的组织的最大 von Mises 应力均出现在钳头边缘接触处（见图 4a—d）。图 4e 为各钳头压缩组织时产生的最大 von Mises 应力。在相同夹持力下，平面钳头宽度截面上产生的峰值应力较大的是边缘倒角半径为 0.5 mm 的平面钳；楔形钳头长度截面上产生的峰值应力大于正弦钳。

Results of finite element simulations

有限元模拟的结果

a. Model 1; b. Model 2; c. Model 3; d. Model 4; e. maximum Mises stresses in the models

a. 模型 1；b. 模型 2；c. 模型 3；d. 模型 4；e. 各模型的最大 Mises 应力

图 5a 为扫描电镜照片，图 5b、c 为光镜下大肠组织受压缩区域典型的病理变化。在扫描电镜下观察到大肠表面的浆膜层撕裂（见图 5a），在光镜下发现大肠组织压缩后的病理形态表现出炎症细胞浸润、充血、出血和内外层破裂等（见图 5b、c）。从图 5b 的组织病理切片可看出，组织中最严重的损伤区域是与钳头边缘接触的区域，说明大肠组织中的严重损伤区域与应力集中的区域是一致的。

Images of damaged large intestine

损伤组织的典型图片

a. image of large intestine under scanning electron microscope; b–c. pathological images of large intestine under optical microscope

a. 大肠组织扫描电镜图片；b—c. 大肠组织病理性损伤图片

图 6a–e 分别为大肠组织炎症细胞浸润、充血/出血和内外层破裂病理形态的量化结果及综合评分值，可见各组结果均与对照组有明显差异（P < 0.05）。 图 6a 显示了不同钳头压缩后大肠浆膜层的破坏长度，由图可知边缘倒角 0.5 mm 的平面钳头压缩后的大肠组织中浆膜层破坏长度明显大于边缘倒角 1.5 mm 的平面钳头（P < 0.05），楔形齿钳头压缩后的组织浆膜层的破坏长度明显大于正弦齿钳头（ P < 0.05）。从 图 6b 可以看出，与正弦齿钳头相比，楔形齿钳头压缩后的组织中充血和出血量显著增加（P < 0.05）。从 图 6c、d 可见，边缘倒角 0.5 mm 的平面钳头压缩后的大肠组织中炎性细胞数目以及黏膜层破坏长度明显大于边缘倒角 1.5 mm 的平面钳头（P < 0.05），楔形齿钳头压缩后的大肠组织中炎性细胞数目以及黏膜层破坏长度均明显大于正弦齿钳头（ P < 0.05）。 图 6e 为不同钳头压缩后大肠损伤的综合评分值，边缘倒角 0.5 mm 的平面钳头压缩后的大肠组织中组织损伤的评分值明显大于边缘倒角 1.5 mm 的平面钳头（P < 0.05），楔形齿钳头压缩后的组织损伤的评分值明显大于正弦齿钳头（ P < 0.05），说明压缩力相同时，增加钳头边缘倒角半径和减缓齿的锋利度均会减轻大肠组织的损伤程度。

Assessment results of large intestine damages

组织损伤的评价结果

a–d. statistical results of different morphological damages; e. assessment scores of tissue damages. * Models vs. Control group，P < 0.05; € Model 1 vs. Model 2，P < 0.05; # Model 3 vs. Model 4，P < 0.05

a—d. 各种损伤形态的量化统计结果；e. 大肠损伤评分值。* 各模型分别与对照组比较，P < 0.05；€ 模型 1 与模型 2 之间比较， P < 0.05；# 模型 3 与模型 4 之间比较， P < 0.05

手术钳夹持组织过程中较高的应力集中会引起组织损伤[1-10]，增加术后并发症的发病率。手术钳钳头的构型是引起高应力集中的原因之一[8, 10]，因此，需要对钳头构型的安全性进行评估。本文利用试验研究、有限元模拟和病理性分析相结合的方法，对手术钳的安全性进行了定量评估。

从图 3 大肠组织的压缩力学特性可以看出，与大多数生物软组织相似，大肠组织具有大变形特性，其应力应变曲线表现出非线性特性（见图 3a）。在加载初期，由于惯性作用，在数秒内钳头施加在组织上的力达到峰值，肠腔中的食糜也向压缩区域的两侧移动，大肠的压缩比迅速增加（见图 3b）。当加载的惯性作用消失后，钳头施加的力逐渐恢复到设定值并保持稳定，这时随着时间的增加，大肠组织表现出蠕变特性，压缩比开始缓慢增加（见图 3c）。这一结果与我们前期研究的肝脏组织压缩结果相一致[22]。相比之下，由于楔形齿较锋利，与组织的接触面积较小，相同压缩力下的压缩比显著大于其他钳头。

为了确定大肠中的应力分布，本文建立了具有非线性力学性能的大肠组织的二维模型。结果表明，在加载过程中，最大 von Mises 应力随着夹持力的增加而增加，这与 Cheng 等[8, 10]的研究结果相一致。本文的计算结果显示楔形齿钳头压缩时组织内部产生的峰值应力约为 3.800 MPa，比 Cheng 等[8]利用肝脏模型获得的 0.580～0.800 MPa 要大。而正弦齿钳头在组织中产生的 von Mises 应力峰值也同 Cheng 等[8]的数据相差 2.175～2.225 MPa。其主要原因是本文中的压缩深度为 3.5～4.0 mm，远大于 Cheng 等[8]的设定值 1.0 mm。此外，模型的尺寸和其参数的变化也会对有限元分析结果产生影响。

大肠在受到钳头压缩后，如果表面组织遭到破坏，组织中的应力集中区域就会由表面转向深层的组织，对深层组织造成破坏，直至引起大肠的穿孔。在本文中，通过对大肠组织的病理性分析，发现大肠组织在受到钳头压缩后不仅表面遭到破坏，内部的血管也破裂出血，甚至大肠的最内层（黏膜层）的细胞也产生了缺失现象。除此之外，大肠的免疫系统因为组织结构的破坏而产生了免疫反应，有大量的炎性细胞在受损区域聚集。组织中应力集中的区域越多，峰值应力越大，就越容易引起这一系列的病理性反应。因此，楔形齿和正弦齿钳头压缩的组织中，由于压缩区域的组织中应力分布极不均匀（见图 4c–e），在局部产生了较大的应力，应力的传递会因血管壁的存在而受到阻碍，应力在管壁区域又产生了集中，增加了血管管壁的破坏概率，易造成出血，进而引起炎性反应。而楔形齿造成的组织内的峰值应力比正弦齿更大（见图 4e），这与朱巍等[12]的研究结果相一致，因此楔形齿钳头是较易造成组织损伤的构型。此外，平面钳头压缩组织时产生的应力集中区域位于与钳头边缘接触处，与钳头中部接触的区域应力分布较为均匀，对组织中血管的损伤影响较小，损伤主要集中在组织内外表面。并且，钳头边缘倒角曲率半径的增加会使 von Mises 应力峰值减少，降低组织损伤程度，这与 Cheng 等[8]的研究结果相似。因此，建议外科医生如果需要对大肠组织进行长时间夹持，使用平面钳是一个较好的选择，这一结果也同样适用于胃的夹持[4]。另外，为了减少组织损伤，减少钳头表面齿形的锋利度和增加钳头边缘倒角的曲率半径均有效，这对于设计无创伤夹钳具有参考意义。

本文目前的研究有几个局限性：一是没有考虑组织的黏弹性特性。组织刚度更可能涉及组织的弹性结构而非组织的黏性结构[23]，也即在压缩力保持在 3 N 时，大肠的应变变化非常缓慢，所以这种假设是合理的。二是尽管有限元模型中组织的几何尺寸与活体大肠相似，但仍旧是一个简化模型（结构和材料特性简化）；在压缩过程中，夹钳与组织在水平方向上几乎没有相对运动。虽然在压缩过程中这个假设可以成立，但是在我们下一步的有限元分析时还需要考虑摩擦过程和组织的结构。三是本研究的病理性评价方法只适用于大肠组织，由于每种组织存在结构和功能上的差异性，所以在将来的研究中，还需针对不同的组织建立不同的病理性评价系统。此外，除对组织进行夹持外，腹腔镜手术钳操作的另一个重要作用是拖拽和重置腹部器官和组织，在将来的研究中，还需要进一步综合考虑夹持的稳定性与本文的夹钳安全性的研究之间的相关关系。

不同齿形和边缘倒角的钳头以 1 mm/s 的加载速度、3 N 的压缩力夹持大肠组织 30 s 后均会造成大肠组织表面和内部的损伤。组织中产生的应力集中和组织中损伤最严重的部位均出现在与钳头边缘接触的区域；增加钳头边缘倒角曲率半径和齿形弧度均可以减轻夹持时造成的组织表面和血管的损伤。本试验结果为无创手术钳的设计和选型提供了理论依据。

国家自然科学基金委重大项目（51290291，51675447）