女性壓力性尿失禁吊帶的設計及其體外力學性能評價

方鎂淇， 王 茜， 李 彥,3， 李超婧,3， 黎 昊， 王 璐,3

(1. 東華大學 紡織學院， 上海 201620； 2. 東華大學 紡織面料技術教育部重點實驗室， 上海 201620； 3. 東華大學 紡織行業生物醫用紡織材料與技術重點實驗室， 上海 201620； 4. 上海宏鈺醫療科技有限公司， 上海 201400)

壓力性尿失禁(SUI)是指在腹內壓突然增高時，尿道口不自主地發生漏尿現象，高發于肥胖、多次分娩及老年女性群體，不危及生命但會影響生活質量并帶來極大的心理壓力。據調查顯示，中國成年女性的SUI患病率約為18.9%[1]。目前，無張力尿道中段懸吊術的手術治療仍是中到重度SUI患者的首選。該術式通過在尿道中段和陰道黏膜之間植入合成細長條狀網片，形成“吊床”結構，以恢復尿道近端及相關支撐組織在腹腔內的功能，提高患者尿道閉合壓，控制尿道開閉合，實現尿失禁的治療。然而，美國醫療器械研究(MDR)等相關報告指出，侵蝕、感染等術后并發癥讓女性術后苦不堪言。其中侵蝕的發生率高達10.9%，患者伴隨陰道排液、陰道出血及反復性尿路感染等癥狀，嚴重時需要二次手術將侵蝕網片去除，SUI復發率為30%～50%[2]。

導致術后侵蝕的主要原因之一是經編吊帶的結構參數。侵蝕通常與網片皺縮密切相關，在術后1～3個月，成纖維細胞會長入網孔并形成膠原組織沉積在網片表面。網孔間距過小(≤1 mm)時織絲易被填滿，形成疤痕樣纖維結締組織，使得網片皺縮，因而被認定為無效網孔，相應會提高網片侵蝕或暴露于相鄰組織中的風險[3]；因此，如何增加孔徑尺寸和網孔穩定性以減少皺縮是制備具有低侵蝕率吊帶的基本思路[4]。然而隨著孔徑增大，吊帶由于被裁剪為細條狀(寬度為1.1～1.5 cm)，具有易卷曲和皺縮傾向，整體幾何形狀發生改變后反而使孔隙率下降，因此，提升經編結構穩定性從而減小皺縮十分必要。與此同時，現有吊帶所使用的裁剪方式也值得關注，機械切割邊緣形態易發生大規模散編、解體，粗糙的邊緣會惡化侵蝕。激光切割的邊緣比機械切割邊緣結構穩定性有提升，但剛度更大，也是造成侵蝕率居高不下的原因之一[5]。

本文以聚丙烯PP單絲為編織原料，制備了2種大孔輕質且邊緣切割效應低的吊帶結構。同時，考慮吊帶植入人體與尿道壁協同抵抗腔內壓的作用，結合尿道壁的生物力學特征，初步探究了吊帶經編結構和尿道壁組織匹配性間的構效關系以及材料生物相容性，反饋指導吊帶組織結構設計，可為降低術后侵蝕的發生提供參考。

1 實驗部分

1.1 實驗材料準備

吊帶A選擇菱形結構，組織結構如圖1(a)所示。該結構由2把梳櫛編織變化經緞結構而成(墊紗數碼：GB1，1-0/1-2/2-1/2-3/2-1/1-2∥; GB2，2-3/2-1/1-2/1-0/1-2/2-1∥)，穿紗方式為一穿一空，2把梳櫛對稱墊紗形成交錯排列的大孔徑菱形網眼。為了減少脫散，邊緣選擇激光切割成形。吊帶B為規則的大孔徑矩形網眼，由3把梳櫛編織而成(墊紗數碼：GB1，0-2/2-0∥;GB2，4-4/2-2/4-4/0-0/2-2/0-0∥;GB3，0-0/2-2/0-0/4-4/2-2/4-4∥)，組織結構如圖1(c)所示，以開口編鏈組織為地組織，減小網片的縱向延伸性，剩余2把梳櫛滿穿對稱墊紗進行襯緯，重復單元網格線圈中橫向延長線較長且相互交叉，起增加網孔結構橫向連接與縱向加固的作用，降低吊帶網片在受力狀態下的伸長率，減少皺縮形變。同時，吊帶B利用組織結構優勢采用單絲編織自鎖成邊。

圖1 吊帶A和吊帶B經編結構和墊紗運動圖Fig.1 Warp knitting morphological structures and lapping movements.(a) Warp knitting morphological structures of sling A； (b) Lapping movements of sling A；(c) Warp knitting morphological structures of sling B；(d) Lapping movements of sling B

選擇平整無褶皺的網片進行性能測試。其中測試網片力學性能時，試樣規格為30 mm×成形寬度。部分吊帶力學測試研究表明，寬度差異對測試結果的影響較小[6]。為了保證網片的完整性以及高度還原臨床實際使用時吊帶植入體內后的形態，未對測試寬度進行統一修正。

1.2 體外性能測試

1.2.1 吊帶基本物理結構參數測試

分別使用標尺(永康春光工量具廠)、FA124電子天平(浙江力辰儀器科技有限公司)、CH-12.7-BTSX測厚儀(上海六菱儀器廠)、Y511B織物密度鏡(蘇州蘇量儀器科技有限公司)、PXS8-T體式顯微鏡(上海測維光電技術有限公司)測量網片寬度、面密度、厚度、線圈密度等，計算橫密與縱密的比值獲得密度對比系數K，根據設定的標尺測量出最大孔徑。借助Adobe Photoshop對圖像整體進行二元黑白處理，獲取圖像的總像素值N。然后勾選孔隙部分，統計孔隙總像素值N1，使用面積法通過式(1)計算網片孔隙率P0。同時，引入Mühl等[7]對有效孔隙率的定義，即孔隙面積大于以1 mm為直徑的圓的孔隙為有效孔隙。使用上述方法同時獲得有效孔隙總像素值N2，由式(2)計算獲得有效孔隙率P。每組取5個有效數據的均值作為測量結果。

P0=N1/N×100%

(1)

P=N2/N×100%

(2)

1.2.2 吊帶拉伸特性測試

參考ASTM D5035—1995 《織物拉伸斷裂強力及伸長(條樣法)》，使用YG(B)026 G系列電子織物強力儀(溫州市大榮紡織儀器有限公司)進行單軸向拉伸性能測試。標距設置為20 mm，拉伸速度為100 mm/min，以便模擬吊帶在體內所處的生理條件。參考ASTM D4964—1995《彈力織物彈性和伸長測試》，分別在2.5和16 N/cm的負荷下以上述標距和拉伸速度進行測試，反復拉伸試樣3次，每組測試5次取平均值。

1.2.3 吊帶抗彎剛度測試

將樣品沿其長軸方向裁剪成5塊長度為10 cm的試樣，然后平放于LLY-01型電子硬挺度儀(萊州市電子儀器有限公司)平臺上分別進行測試，記錄5組彎曲長度。通過式(3)計算縱向單位寬度的平均抗彎剛度。

G=10-3DsC3

(3)

式中：G為單位寬度的抗彎剛度，mN·cm；Ds為面密度，g/m2；C為平均彎曲長度，cm。

1.2.4 吊帶細胞毒性測試

通過與小鼠成纖維細胞(L929)共培養和CCK-8測試評估PP吊帶的細胞毒性。以無樣品組為空白對照樣本，L929 (1×104個/孔)穩定接種于24孔細胞培養板后，加入滅菌的PP吊帶A和B (10 mm×10 mm)。待共培養72 h后，加入CCK-8染液孵育2 h，在Multiskan Sky型全波長酶標儀(美國 Thermo Fisher Scientific公司)上于450 nm波長時測定每孔吸光度(OD值)。通過式(4)計算相對細胞活力，每組設定3復孔取平均值。

Sr=(OD樣品/OD空白)×100%

(4)

式中：Sr為相對細胞活力，%;OD樣品為樣品組的吸光值;OD空白為空白對照樣本的吸光度。

1.3 統計學分析

吊帶A和吊帶B組間各指標使用方差分析進行顯著性分析，P<0.05認為具有統計學意義。單軸向拉伸測試所得數據的可疑值采用T檢驗剔除異常值。

2 結果與討論

2.1 吊帶基本物理結構參數

2.1.1 網孔特征

如前文所述，吊帶網孔間距大于1.0 mm才有利于預防橋接現象[7]。吊帶A的網孔主要由圖2(a)中標注的網孔Ⅰ組成;吊帶B則主要由圖2(b)中標注的網孔Ⅰ和網孔Ⅱ組成。根據標注的線條長度測得最大網孔間距，結果如表1所示。可見，測試的2種吊帶均滿足大孔徑的要求。在靜態下，吊帶B的有效孔隙率略高于A，因此，吊帶B理論上更有助于減輕纖絲間橋連造成的橫向皺縮，降低發生侵蝕的風險。

圖2 吊帶A和吊帶B網孔選區和網孔間距測量實例Fig.2 Examples of mesh pore and pore size measurement of sling A(a) and sling B(b)

表1 網孔參數測試結果 (P<0.05)Tab.1 Parameters of mesh pore (P<0.05)

2.1.2 面密度

目前，吊帶的面密度主要是依據疝氣補片的現行分類劃分為超輕量型網片(<20 g/m2)，輕量型網片(20～30 g/m2)、中量型網片(30～60 g/m2)和重量型網片(70～100 g/m2)[8]。吊帶結構參數測試結果如表2所示。結合表1測試結果可知，所設計的2種吊帶均屬于中量型(30～60 g/m2)、大孔徑(>75 μm)、高有效孔隙率網片，基礎結構參數的設計初步達到設計目標。

2.2 吊帶拉伸特性

吊帶植入尿道中段后形成的吊床結構，應能對尿道起到穩定的支撐、加固作用，同時還能對腹內壓進行緩沖，因此通過吊帶的力學性能考察其有效性十分必要。吊帶在尿道區域所受壓力的具體數值尚無統一定論。近端尿道大部分位于腹腔內，暴露于腹內壓上升的環境中，因此通常使用腹內壓作為最大估量值。研究表明，從仰臥位到坐位或站位，腹內壓增加時膀胱頸活動度和吊帶張力僅發生輕微變化[9]。一般，腹內壓所施加的力在10～16 N之間，膀胱充滿時吊帶在體內所受最高載荷不超過16 N[10]。Klinge等[3]提出，理想的無張力陰道吊帶在寬度為1 cm的情況下，拉伸強度應為2 N或更大。本文實驗所測網片的拉伸極限負荷都遠遠高于該值，保證了在體內的力學可靠性。此外，吊帶A、B的斷裂強度分別為(38.95±3.2)、(38.49±8) N/cm，吊帶A、B的斷裂伸長率分別為(45.75±3.2)%、(41.15±5.0)%。可見吊帶A和B的斷裂強度(P>0.05)及斷裂伸長率(P<0.05)均無顯著差異。

表2 吊帶結構參數測試結果Tab.2 Parameters of sling structure

2種吊帶的應力-應變代表性曲線如圖3所示。可見2種吊帶的曲線均具有非線性、滯后的特征，主要分為趾端區域和線性區域。吊帶在低應變區的行為與臨床息息相關，更加符合生理應變范圍。趾端區域表示在低負荷下的變形，吊帶拉長變形是織物線圈結構和孔徑形狀隨著負荷增加而伸直的結果[11]。取材料該區域應變為5%時的應力與應變的比值作為彈性模量。從圖3可看出，吊帶A比B具有更顯著的趾端區域。圖4示出吊帶A和吊帶B的軸向拉伸性能對比。可見，趾端區域吊帶A的彈性模量((7.088±1.096) MPa)明顯小于吊帶B((20.240±1.111) MPa)，P<0.05。說明吊帶B的矩形網眼結構抵抗變形能力更優異。抵抗變形能力差異一方面是因為吊帶A的K值比B略大，線圈更長[12]；另一方面是因為菱形網孔傾斜的線圈容易向受力方向聚攏伸直，橫向發生明顯的“頸縮”現象。

圖3 吊帶A和吊帶B的應力-應變代表性曲線Fig.3 Representative stress-strain curves of sling A(a) and sling B(b)

圖4 吊帶A和吊帶B的軸向拉伸性能對比Fig.4 Comparison of axial tensile properties of sling A and sling B

目前臨床上常用的大孔徑(1 379 μm)高彈PP吊帶為TVT-OTM(美國Ethicon (J&J)公司)[13]。據近10年數據統計，TVT-OTM客觀治愈率和主觀治愈率可達85%以上，4年隨訪侵蝕率為1.7%[13-14]。Chapin等[15]測得TVT-OTM吊帶的彈性模量((7.600±3.500) MPa)介于吊帶A和吊帶B之間，吊帶A與TVT-OTM吊帶非常相近。然而相比于TVT-OTM吊帶，吊帶A使用激光切割邊緣，在增大孔徑的同時提高了網片的結構穩定性，吊帶B則整體上具有更高的有效孔隙率和尺寸穩定性，因此其組織向內生長的情況更佳，固有的疤痕組織橋接風險和結構收縮風險更低，有望實現比TVT-OTM更低的侵蝕率。然而，當材料的剛度過高時，植入物和組織之間的力學不匹配性可能會阻礙植入物-組織界面處載荷的傳遞與平衡，導致臨床結果不佳[6]。總體上，面密度高、孔隙率低、彈性模量大的合成網片與周圍組織之間的“力學不相容性”的傾向更加明顯，增加侵蝕的風險。吊帶B較高的彈性模量利于減少皺縮，但植入后在體內與尿道壁之間的力學匹配性也同樣是不可輕視的問題。

SUI修復的標準手術吊帶網片大都是由醫療制造商從疝氣補片中改良出來的，應用時忽略了吊帶植入盆腔的具體設計要求。由Laplace定律可知，當跨壁壓、尿道半徑一定時，尿道壁的應變與彈性模量和厚度的乘積成反比，具體關系見式(5)[16]。

(5)

式中：ε為試樣的應變，%；E為試樣的彈性模量，MPa；P為跨壁壓，N/cm；r為尿道半徑，cm；H為試樣的厚度，mm。

吊帶植入尿道后與尿道壁協同抵抗腔內壓，因此考慮材料的厚度，使用EH值表征材料抵抗腹內壓的指標。吊帶B的EH值為10.059，吊帶A的EH值較小(2.615)，因此形變量更大。與正常的尿道壁吊帶(EH值為1.45～1.47)相比，分別約為前者的7倍與2倍，吊帶B的“吊床”作用更顯著，對尿道壁起到更好的支撐作用。

圖5示出吊帶A和吊帶B的定負荷拉伸宏觀圖像。表3示出2種吊帶的定負荷拉伸性能對比。整體而言，吊帶B在不同作用力下，均具有更高的有效孔隙率保持率，低負荷下塑性變形率較小。表明這種經編矩形網眼在降低皺縮上具有優越性，有利于降低并發癥的風險。吊帶的皺縮不僅與織物尺寸穩定性有關，還與彈性相關。由于醫生操作經驗不同，彈性吊帶處于拉伸過度狀態時會降低有效孔隙率，有時會橫切尿道，彈性回復過度則有時會因張力過大導致術后尿潴留。目前，調節張力的方法是手術時使用Hegar擴張器或直角鉗調節尿道和吊帶間的間隙，但這種方法具有較強的醫師經驗依賴性。表3的彈性回復率測試結果表明吊帶B具有更好的彈性，在手術操作的過程中，更有利于減少因手術牽拉造成的吊帶孔徑變小。

圖5 吊帶A和吊帶B的定負荷拉伸宏觀圖像Fig.5 Macro images of axial tensile properties of sling A (a) and sling B (b)

表3 吊帶A和吊帶B的定負荷拉伸性能對比Tab.3 Comparison of constant-load test of sling A and sling B

2.3 吊帶抗彎剛度

抗彎剛度是評價網片柔韌性的重要指標，體現材料抵抗彎曲變形的能力。吊帶在人體內需要保持“吊床”形態，抗彎剛度過小則會因過于柔軟影響吊帶的懸垂性，或者在受壓情況下發生卷曲對組織產生“割據效應”；抗彎剛度過大則影響和尿道壁之間的順應性，造成侵蝕的發生。測得吊帶A和吊帶B的抗彎剛度分別為(1.04±0.04)、(1.77±0.3) mN·cm,可見吊帶B的抗彎剛度比吊帶A略大(P<0.05)，對比結果與彈性模量測試結果相似，主要是由于吊帶B由3把梳櫛編織而成的矩形結構中編鏈線圈圈柱與襯緯紗的承受力影響了網片的剛度。

2.4 吊帶細胞毒性

材料良好的生物相容性對吊帶的臨床應用起關鍵作用，通過材料體外細胞毒性測試驗證其生物相容性,結果如表4所示。可以看出，與吊帶A和吊帶B共培養72 h后，L929的相對細胞活力均達到90%以上，說明2種吊帶材料均不具有細胞毒性，展現出良好的醫療器械應用價值。

表4 L929培養72 h的CCK-8測試結果 (P>0.05)Tab.4 CCK-8 tests of L929 at 72 h (P>0.05)

3 結 論

本文分別對菱形網眼激光切割邊緣吊帶和矩形網眼自鎖成邊吊帶的結構參數、力學性能與生物相容性進行了綜合評價，結果表明，在確保力學有效性的前提下，矩形網眼與防切割邊緣的引入使得吊帶具有更穩定的有效孔隙率，皺縮程度減緩，同時具有良好的生物相容性，可作為改善術后侵蝕并發癥的有效設計。

本文設計的吊帶不足之處在于組織結構穩定性的增強使得材料剛度相應增加，可能會對材料與尿道壁之間的順應性和匹配性造成負面影響，因此吊帶的柔軟度仍需進一步改進。其次，吊帶在生理結構中應力的施加和體內微環境條件更加復雜，處于更復雜的負載環境和刺激中，結合有限元分析等技術仿真模擬進一步評估可獲得更精確的臨床結果預測，體外力學測試結果與臨床結果之間的聯系未來仍需更深入的探究。