分形互鎖設計的皮膚縫合界面拉伸破壞行為研究

關鍵詞：皮膚切口；縫合界面；界面力學；數字圖像相關法

中圖分類號：TB34;TP391.73

DOI：10.3969/j.issn.1004-132X.2025.07.006 開放科學（資源服務）標識碼（OSID）：

Research on Tensile Failure Behaviors of Skin Suture Interfaces with Fractal Interlock Design

XU Linlong1JI Xiaogang1，2 * LI Huabin1 JIANG Hao1 1.School of Mechanical Engineering，Jiangnan University，Wuxi，Jiangsu， 2.Jiangsu Key Laboratory of Advanced Food Manufacturing Equipment Technology， Wuxi，Jiangsu，

Abstract： In order to study the mechanism of the geometric structure of the wound interfaces on the tensile failure behaviors of the skin sutures，a fractal interlocking mechanism was developed based on the tensile failure behaviors of the skin suture interfaces. The fractal design of skin interface was carried out according to Koch interlock model，and the equivalent mechanics model was constructed for the interface with linear and sinusoidal center line distribution. Combined with numerical simulation and digital image correlation method，the tensile tests were carried out on the prepared suture structures，focusing on the progressive destructive behaviors of second-order tooth skin suture structures，and the effects of tooth sharp angle，fractal order and center line distribution on their tensile properties were further explored.Finally，taking tensile strength as the evaluation index，the parameter mapping model of each sensitive factor was constructed. The results show that the failure behaviors of the second order tooth interface are manifested as the load transfer from both sides of the tooth to the interface layer of the middle tooth， resulting in the uniform loss of the second order tooth. Smaller tooth angle and higher fractal order may improve the tensile properties of the skin interfaces， and the distribution of sinusoidal centerlines may make the structure have greater tensile strength. This paper may provide relevant reference for improving the healing rate of skin wound after clinical suture.

Key words： skin incision;suture interface; interface mechanics； digital image correlation method

0 引言

創面縫合手術過程中為了促進傷口愈合[1-2]以及術后疤痕的美觀[3-4]，臨床上越來越多地使用醫用黏合劑配合皮下可吸收縫合線來對患者創面進行縫合，然而此種縫合方法會導致患者傷口在術后初期受到外部力時由于沒有縫線容易產生一定的撕裂。為了增強縫合傷口的力學性能，醫生通過在傷口邊緣設計鋸齒形輔助切口[5-7]來提高傷口的抗拉性能。

皮膚傷口剛度的增大來源于臨床所設計的縫合界面通過閉合傷口幾何形狀來更好地分配外部載荷。LI等[8探討了三角形和矩形兩種縫線幾何形狀和數值復合模型，模型特征在于單一重復波，以預測剛度、強度和局部應力分布情況來評估變形和失效機制的變化，得出三角形幾何結構在載荷傳遞、剛度、強度、能量吸收和疲勞方面優于矩形幾何結構的結論。HUANG等[9]評價了垂直頸闊肌皮瓣的三種不同切口設計的效果，研究結果表明，MacFee切口美觀效果最好，T形切口術后頸部瘢痕更加明顯，MacFee或圍裙式切口可用于修復較大的頰黏膜和口底缺損，而T形切口可用于修復較小的口內缺損，尤其是舌側面缺損。朱恒光等[10]探討了一種全新的保乳手術切口，與傳統以病灶為中心的梭形皮膚切口進行比較，全新手術皮膚切口是將腫瘤體表投影處距腫瘤 1～2cm 范圍的皮膚作為梭型切口，結果表明全新切口在術后復發、轉移、生存率方面均優于傳統梭形皮膚切口。

多尺度分級互鎖結構廣泛存在于自然界中，并且具有輕質[11-12]和優越的機械性能[13-14]。例如，羽軸的分級結構具有良好的剛度/重量比[15]，海螺殼的三層分層層狀結構是一種堅韌的身體盔甲[16-17]，以及白尾鹿顱縫的分層多波長模式[18]能夠承受和傳遞負荷，吸收能量，同時適應可持續發展。此外，在基礎工業工程領域，修正的M-B分形接觸模型[19]與齒輪接觸應力分形理論[20]可提高凸體極限接觸載荷，也為分級互鎖結構表面接觸分析提供了參考。以上卓越的分形性能為臨床縫合切口分形互鎖結構的設計提供了靈感來源?；诖?，本文選用仿皮膚材料設計不同幾何形狀的分形縫合結構，采用硅膠倒模成形工藝對所設計的縫合結構進行制備，利用數值模擬與數字圖像相關（digitalimagecorrelation，DIC）全場應變測量系統相結合的方法分析縫合結構拉伸過程中的形態變化，深入探究縫合結構的齒尖角度、分形階數及中心線分布形式與其拉伸性能的關系，確定皮膚分形縫合切口的最佳幾何參數，可為皮膚創面縫合術前方案提供參考。

1縫合界面的分形設計與力學模型構建

1.1 縫合界面的設計與制備

由脆性組分通過分級和類分形界面結合而成的結構在生物材料中廣泛存在。這些結構有一個不規則的相互交叉形態，如在自然界中化石菊石的縫合互鎖和硅藻的連接環帶，如圖1所示。受自然界生物材料啟發，同時考慮皮膚縫合界面的結構特點以及制備的可行性，設計了鋸齒形分形互鎖的皮膚縫合界面幾何結構以提高臨床縫合初期傷口的拉伸強度。

圖1仿生分形界面示意圖Fig.1Schematicofbiomimeticfractal interface

圖2a描述了鋸齒形界面基于Koch分形的自相似分形過程，它是通過迭代函數系統生成的，迭代次數定義為 N 。在第一次迭代中，單位長度的未分形鋸齒界面 K_o 被分成三個相等的部分，其中中心部分被兩條 1/3 單位長度的直線代替。這兩條線段與被替換的線段一起可以形成等邊三角形。在中心部分替換后，可以獲得一階分形的鋸齒形縫合界面 K₁ 。通過重復先前從 K_Ω0 到 K₁ 的操作，將 K₁ 每一側的中間線段替換為兩條等長且夾角為 60^° 的線段，可以在 K₁ 的基礎上獲得二階分形的鋸齒形縫合界面 K₂ 。本文專注于一個層次的縫合界面與統一的分形互鎖設計，即分形僅在單個牙齒上進行，以形成具有代表性的皮膚縫合界面，如圖2b所示，在全局坐標系 X-Y 中，二階分形的皮膚縫合界面黏合區域受面內遠場牽引，其結構由1個一階齒和2個二級齒以及相應的反齒組成。施加在外部皮膚的拉伸載荷經過皮膚層傳遞到界面層。

圖2分形皮膚縫合界面示意圖

Fig.2Schematic diagram of the fractal skin suture interface

在此基礎上，本文設計的皮膚縫合結構包括一階鋸齒形以及二階鋸齒形界面，如圖 3a 、圖3b所示。同時為探究中心線效應對縫合界面拉伸性能的影響，本文還設計了正弦中心線的二階鋸齒形界面，如圖3c所示。皮膚縫合界面的幾何表征包括如下參數：齒尖角 θ 、齒高 h 、齒數 n 和中心線形狀。圖3中， θ 為三角形齒的頂角， h 為三角形的高度， n 為齒的數量， A 為中心線的幅度，其中 A=0 表示直線中心線分布的縫合界面，而A≠0 則表示正弦中心線分布的縫合界面。

人工硅膠因其使用方便、經濟高效和再現性

表1實驗試樣編號

gt;AAgt;A=0（a）直線中心線一階齒A=0（b）直線中心線二階齒A≠0（c）正弦中心線二階齒

良好，且材質彈性與生物組織相似，被廣泛用于皮膚組織醫學和生物力學的實驗研究中[21-22]?？紤]試驗場合及制備的可行性，皮膚材料選用Silicon公司制作的仿人體硅膠，該人工硅膠具有良好的彈性韌性，可以較好地表征人體創面皮膚。

考慮硅膠的凝固成形，選用聚乳酸（PLA）材料打印制作相應縫合結構的成形模具，所設計的模具壁厚為 2.5mm ，底高為 1mm ，整體尺寸為92.5mm×57.5mm×4mm 。待縫合結構模具制作完成后，分別將仿皮膚材料的 a，b 液稱重按質量比為 1：1 進行混合攪拌，得到混合均勻的膚色混合物，并將其注人模具中固化 ⁶h 。皮膚材料凝固完全后取出，皮膚上下部分用合成膠水粘接以制作各縫合結構試樣，該膠水的主要成分是羧甲基纖維素，是生物組織中分布最廣的多糖之一。試樣整體尺寸為 90mm×55mm×3mm ，膠水層寬度約為 0.2mm 。3D打印綠色夾頭便于后續拉伸試驗夾具對試樣的夾取，所制作的各試樣如圖4所示。本文以齒尖角度-鋸齒階數-中心線的方式對各試樣統一編號，如表1所示，其中L表示直線中心線，S表示正弦中心線。

圖4皮膚縫合界面試樣圖

Fig.4Sample diagram of skin suture interface

1.2 幾何互鎖界面的力學分析模型

臨床中醫用黏合劑配合可吸收縫合線完成對皮膚創面的縫合后，傷口處會逐漸產生疤痕以及新的生物組織。作為兩側皮膚的主要連接機制，愈合初期階段傷口處形成的界面層提供支撐以及分配載荷來滿足日常生活的需要，因此，傷口愈合初期更高的界面剛度在傷口受準靜態力時能夠更好地增生疤痕促進傷口愈合。為分析皮膚縫合界面載荷傳遞特性，忽略粘接層的影響，討論了界面幾何互鎖引起的荷載傳遞。由于拔出過程中兩個實體部分存在幾何干涉，壓應力在第二級齒中產生，如圖5a所示。通過調整第二階齒的局部變形來調節干擾，第二階齒的局部變形受面內遠場牽引力的支配，因此，在齒的每一側上產生接觸力，接觸力可分解為法向力和逆拉方向作用的摩擦力。為平衡這些接觸力，沿 Y 軸方向的拔出力 N 可表示為

N=N_2L+N_2R

N_2L=F_2L（sinβ_2L+μ_2Lcosβ_2L）

N_^2R=F_^2R（sinβ_^2R+μ_^2Rcosβ_^2R）

式中： 分別為直線中心線界面（L界面）的左側和右側第二階齒的斜面拉力； F_2L?F_2R 分別為L界面的左側和右側第二階齒斜面上的法向力； 分別為左側和右側第二階齒表面的摩擦因數； θ_2L?θ_2R 分別為L界面的左側和右側第二階齒的齒尖角； β_2L?β_2R 分別為L界面的左側和右側第二階齒的斜面與加載方向（Y軸）之間的角度。

在正弦中心線的分級縫合界面中的載荷傳遞比直線中心線的情況更加復雜。如圖5b所示，在拔出過程中，除在第二階齒的表面處由幾何干涉引起的接觸力之外，在第一階齒的表面上也產生了接觸力。此時，為平衡這些接觸力，沿著 Y 軸方向的拔出力 N^′ 可表示為

N_2L^′=F_2L^′（sinβ_2L^′+μ_2Lcosβ_2L^′）

N_2R^′=F_2R^′（sinβ_2R^′+μ_2Rcosβ_2R^′）

式中： N₁^′ 為正弦中心線界面（S界面）第一階齒的傾斜表面上的拔出力： N_2L^′，N_2R^′ 分別為S界面的左側和右側第二階齒的斜面拉力； F₁ 為S界面的法向力； μ₁ 為第一階齒表面處的摩擦因數； β₁ 為第一階齒的斜面與加載方向之間的角度； β_2L^′、β_2R^′ 分別為S界面的左側和右側第二階齒的斜面與加載方向 （Y 軸）之間的角度； θ_2L^′、θ_2R^′ 分別為S界面的左側和右側第二階齒的齒尖角； α 為齒根的傾斜角，表明結構的幾何干涉也受角度 α 的影響。

圖5二階齒縫合界面模型Fig.5Second order tooth suture interface model

對于 A≠0 的縫合界面，幾何干涉主要發生在第二階齒，第一階齒的根部承受拉伸載荷，而靠近縫側的一階齒由于兩側受力的差異，將承受拉剪混合載荷。

2皮膚縫合結構破壞行為的數值模擬

2.1 基材力學性能本構參數

參照國家標準，使用PLA材料3D打印啞鈴狀模具，并通過倒模工藝制備仿皮膚材料的拉伸試樣，以測定其力學性能參數，試樣尺寸見圖6。為防止出現實驗誤差，使用CTM2500萬能試驗機對三個相同尺寸的仿皮膚樣條進行三次單軸拉伸試驗，設置拉伸速率為 50mm/min 。由于試樣的斷裂伸長率超過 20% ，屬于大變形范疇，故應當將拉伸試驗獲得的載荷-位移曲線轉化為真實應力-真實應變數據。根據大變形后體積不變的假設得到試樣的真實應力、真實應變分別為

式中： F 為試驗機拉伸載荷； S_Ω0 為試樣初始橫截面積；S為拉伸后試樣橫截面面積； L₀ 為拉伸試樣初始標距； L 為拉伸后的標距； ΔL 為試驗機的位移值； b，h 分別為皮膚試樣的寬度和厚度。

如圖6所示，獲得的三次皮膚拉伸試樣的真實應力-應變響應誤差較小，故對第二次試驗曲線進行初步擬合以探明試樣的力學性能。將拉伸試驗時的真實應力-應變數據傳輸到ABAQUS中，根據輸入的試驗數據采用最小二乘法自動識別與計算本構模型的類別及相應參數。通過識別解析發現三階Ogden本構模型與材料的試驗數據高度吻合，最終得到仿皮膚材料擬合參數如表2所示，其中， G₁、G₂、G₃ 為材料Ogden三階模型的剪切模量， α_{1，α2，α3} 為材料對應的應變硬化系數。

圖6拉伸試樣真實應力-應變曲線 Fig.6 Truestress-strain curve of tensile specimen

表2皮膚材料力學參數

Tab.2Mechanical parameters of skin materials

縫合界面中的粘接層采用粘接單元模擬，粘接單元的響應受牽引-分離定律的支配。本研究采用典型的雙線性牽引-分離關系。在沒有損傷的情況下，初始響應是線性的，粘接層的彈性剛度也呈線性下降趨勢。使用二次名義應力準則定義損傷，其表達式如下：

其中， σ_i（i=n，s，t） 分別為法向 、第一剪切方向 s和第二剪切方向t上的牽引力； T_n，T_s，T_t 分別為相應的法向強度、第一剪切強度和第二剪切強度，本試驗采用的生物合成膠中 T_n=16.23MPa 1T_s=T_t=0.32MPa ，一旦滿足失效起始準則，界面材料的剛度就開始逐漸降低。Benzeggagh-Kenane（B-K）斷裂準則用來定義最終的損傷狀態，在該狀態下粘接單元達到最大分離。生物合成膠[23]中B-K斷裂準則使用的法向強度 τ_n=92 MPa ，剪切強度 τ_s=τ_t=98MPa ，使用的對應方向上的臨界斷裂能為 G_n=0.46mJ/mm² ， G_s=G_t= 。

2.2 數值模型的建立

基于上述皮膚材料以及膠層材料的力學本構參數，對不同皮膚縫合界面結構進行數值仿真分析，在ABAQUS中建立與試驗試樣相同尺寸的縫合模型。皮膚采用各向同性的三階Ogden超彈性本構模型來定義材料屬性，膠層單元采用二次名義應力準則來定義。

圖7顯示了 30^°-2-L 的有限元模型和邊界條件。有限元模型由實體單元和界面單元組成，八節點六面體單元（C3D8R）用于模擬皮膚縫合部分，粘接單元（COH3D8R）插入兩個縫合部分之間。實際縫合時黏合劑成膜厚度不宜過大，以免創面兩側皮膚無法充分吸收影響其粘接效果，因此本文將黏合劑層的厚度設置為 0.2mm 。上皮膚模型的底表面通過“系”約束與黏合劑層的上表面完全連接，下皮膚的上表面與黏合劑層的底面之間同樣施加“系\"約束。將有限元模型上下寬度均為 5mm 的長方體空間內所有單元全自由度分別耦合到RP-1和RP-2點，對RP-1點施加位移來模擬單軸拉伸試驗，RP-2點完全固定約束。

圖7 30^°-2-L 結構有限元模型

Fig.7 Finite element model of 30^°-2-L structure

圖8直線中心線各結構應變分布結果

Fig.8 Straindistributionresultsofeachstructurein linearcenterline

2.3 二階齒界面的漸進破壞行為

根據上述縫合界面數值模型的建立方法，研究不同齒尖角度下皮膚縫合結構的界面損傷過程。圖8顯示了最大主應變隨著外部載荷的增大而沿著界面集中分布的響應行為，其中同一排中的四幅圖用于描述同一齒尖角度 θ 在不同應變水平下的變形過程，而同一列中的三幅圖比較不同結構在相同應變水平下的變形狀態。模擬結果表明，隨著外部載荷逐漸傳遞到粘接界面層，損傷首先從兩側的邊緣齒界面層開始產生，當達到單元破壞應變時，力向中間齒界面層傳遞。由于幾何不連續性，第二階齒的自由邊緣齒缺乏外部約束，導致結構兩側產生翹曲。加載結束時， 30^°-2-L 試樣的失效主要發生在兩側的邊緣齒， 45^°-2-L 和60^°-2-L 試樣的失效主要由于牙齒均勻脫出。通過對比分析不同齒尖角度的界面層破壞過程可以發現，當損傷向中間齒界面層傳遞時， 30^°-2-L 試樣因其較小的齒尖角度使得各齒之間的機械互鎖性能優于較大的齒尖角度試樣，進而兩側齒持續受載產生較大的翹曲，而 45^°-2-L 和 60^°-2-L 模型由于具有較差的機械互鎖性能，持續受載時界面層各個第二階齒之間處于均勻脫離齒間的互鎖狀態。

對于正弦中心線的試樣，數值計算的最大主應變分布如圖9所示。與直線中心線二階齒結構的應變集中位置相同，正弦中心線的試樣損傷首先出現在兩側邊緣齒，達到最大損傷效應后向中間齒傳遞，因此，兩側齒中黏合劑層首先受到損害，中間的第二階齒由于機械互鎖效應導致齒脫出會產生較大的應變。對比直線中心線二階齒界面可以發現，正弦中心線二級齒由于中心線彎曲使其兩側斜角 β_2L^′ 和 β_2R^′ 的值不同，施加在單個牙

齒兩側的力不對稱，導致沿界面的應力分布不均勻，中心線上不同位置的齒可能會相繼屈服。正由于沿中心線的不均勻應力分布，導致模型受外部載荷過程中，通過分形誘導接觸和機械互鎖使皮膚縫合界面獲得了額外的斷裂韌性。數值模擬結果表明，對于二階縫合界面，齒尖角度和中心線配置會影響其破壞過程和承載能力。通過控制參數可以優化縫合界面的力學性能。

3縫合界面拉伸性能敏感因素的影響研究

3.1DIC系統搭建與應變求解驗證

數字圖像相關（DIC）是一種基于雙目成像系統的非接觸全場應變測量技術，其原理是在試件表面制作隨機散斑作為相機跟蹤識別載體，通過高速相機連續拍攝試件變形過程來跟蹤識別散斑運動，獲取試件運動過程的位移形變信息，進而得到試件表面應變分布。

為獲取皮膚縫合結構拉伸變形后的全場應變信息，本文通過單軸拉伸結合DIC全場應變測量系統對各縫合結構進行拉伸破壞行為研究，搭建圖10所示的DIC全場應變測量系統，它主要由雙目視覺拉伸平臺（圖10a）和全場應變測量系統（圖10b）組成，其中雙目視覺拉伸平臺主要包括CTM2500萬能材料試驗機、曼富圖三腳架、PointGrey雙目相機和一組無溫單色補光燈，全場應變測量系統包括VIC-Snap相機采集軟件、VIC-3D應變求解系統和DAQ數據同步采集盒。圖10c所示為VIC-3D應變求解系統中的虛擬求解器，通過捕捉拉伸過程中隨機散斑的位置變化可以得到縫合界面表面應變分布狀態。基于上述搭建的

DIC全場應變測量系統，采用CTM2500萬能試驗機對皮膚試樣進行單軸拉伸，每個試樣拉伸至30mm 停止。雙目視拉伸平臺用于捕捉皮膚試樣拉伸過程中的形貌變化，隨后利用VIC-3D應變求解系統對試樣數據進行求解分析。

圖10 DIC全場應變測量系統

Fig.10 DICfull-field strain measurementsystem

圖11顯示了 30^°-2-L 試樣隨外部載荷增大的變形和漸進破壞過程，與數值模擬結果一致，由結構拉伸至位移為 6mm 時的應變分布云圖（圖11a）可以看出，損傷首先在兩側齒的粘接層中產生，邊緣齒層膠合單元達到最大破壞應變時膠合失效產生，力從兩側向中間齒傳遞，由于二級齒幾何干涉存在機械互鎖，導致縫合處的變形繼續增加，直到中間齒粘接層斷裂界面解除互鎖狀態，如圖11b～圖11d所示。值得注意的是， 30^°-2-L 試樣組態的應變分布是相對對稱的，在受外界持續載荷作用的過程中，應變不會隨機分布，其破壞行為表現為兩側齒的翹曲以及中間齒的均勻脫出。

圖11 30^°-2-L 試樣界面破壞過程

Fig.11Interface failure process of 30^°-2-L sample

3.2 齒尖角度的影響分析

在完成各個皮膚試樣的單軸拉伸試驗后，同步DIC捕捉拉伸過程中試樣的形貌變化以及試驗機應力-應變曲線信息。各個試樣組態的皮膚縫合界面應力-應變曲線響應如圖12所示。不同的齒尖角將導致不同的齒面傾角和不同粘接層上的接觸面積，這將進一步影響界面處的正應力和剪應力之比，從而影響粘接層的承載能力。從圖12中可以看出，各構型的皮膚縫合結構拉伸剛度隨著齒尖角度的增大而呈現逐漸減小的趨勢。對于所研究的縫合結構，齒尖角度越小，不僅承載載荷越大，而且結構能夠承受更大的變形，這樣的力學性能對皮膚縫合界面十分重要。究其原因是較小的齒尖角使得黏合劑層與皮膚間的接觸面積增大，從而導致具有相對較高的抵抗外部載荷的能力。

圖13展示了DIC應變測量系統獲取的直線中心線二階齒各縫合結構拉伸至 24mm 位移時的應變分布云圖，對比三種齒尖角度縫合結構應變云圖可以看出，拉伸至相同位移下， θ=30^° 時結構整體表面應變較小，各齒間呈現互鎖狀態，最大應變為0.18，出現在中間二級齒粘接層處； θ=60^° 時縫合結構的最大應變最大（為0.41），且 θ=45^° 和 θ=60^° 時兩側齒已經開始脫落，相對于 θ=30^° 時的縫合結構表現出較差的機械互鎖性能。這與上述應力-應變曲線響應分析一致，較小的齒尖角度使得更多的皮膚受粘接層連接，從而可以抵抗更大的外部載荷。此外，當 θ=60^° 時，由于結構整體互鎖性能較差，并且模型的制作和載荷方向存在一定誤差，使得該結構未等中間第二階齒產生互鎖反應，左側邊緣粘接界面層便率先失效，進而導致邊緣第二階齒脫落。

圖12各縫合結構單軸拉伸應力-應變曲線Fig.12 Uniaxial tensile stress-strain curves of eachstitched structure

3.3 鋸齒分形階數的影響分析

為研究分層階數對縫合界面失效過程和承載能力的影響，本節考慮具有相同的一階齒尖角 θ= 30^° 的分形縫合結構。圖14a比較了 A=0 下K_{o，K1，K2} 三種分級順序結構以及 A≠0 下 K₂ 結構的應力-應變曲線，其中 K_o 表示未分形的直線平坦縫合界面。對于 A=0 的配置，縫合結構隨著分形階數的增加可呈現更優的拉伸性能，其中 K₂ 結構表現出最高的拉伸強度， K_o 結構在界面受載初期擁有更佳的抗變形能力，然而 K₀ 結構的拉伸強度以及斷裂伸長率均遠小于分形后的鋸齒縫合結構，如圖14b所示。此外，對于 A≠0 的配置，結構可表現出最佳的抗拉能力，但應力-應變曲線顯示出第二階齒在達到峰值形變后載荷會突然減小，即結構顯示出脆性斷裂行為，而直線中心線二階齒顯示出延性斷裂行為。比較三個分形等級順序，未分形與一階分形縫合界面的峰值載荷處于較低水平，這是由于平坦界面及一階分形界面缺乏幾何互鎖性能導致的，而具有直線中心線的二階分形縫合界面不僅具有高拉伸強度，而且具有較好的延展性。

為直觀地表征鋸齒分形階數對皮膚縫合界面拉伸變形的影響規律，比較了DIC求解系統分析

圖15 30^°-1-L 試樣 80% 應變分布云圖Fig.15Cloud image of 80% strain distributionof 30^°-2-L sample

得到的直線中心線一階鋸齒形結構以及二階鋸齒形結構拉伸至 24mm 位移時的應變分布情況。結合圖13a及圖15可以看出，二階齒界面結構整體表面應變較小，最大應變為0.18，出現在中間齒粘接層處；一階齒下縫合結構的最大應變較大（為0.43）。分析縫合結構表面應變分布特征可知，第一階齒皮膚縫合結構缺少第二階齒間的機械互鎖性能，僅靠齒間粘接層連接導致鋸齒脫落速度快于第二階齒縫合結構的鋸齒脫落速度。這表明鋸齒界面的分形結構能夠較好地抵抗外部載荷。

3.4中心線效應的影響分析

圖16a比較了 A=0 及 A≠0 各試樣實驗測量的應力-應變曲線，可以看出，各個齒尖角度下正弦中心線分布的皮膚界面具有更好的拉伸性能，而直線中心線分布的縫合結構表現出一定的延展性。分析比較齒尖角為 60^° 下兩種結構的力學響應， 60^°-2-S 試樣在載荷達到斷裂點 E_⁰ 后界面迅速破壞，而 60^°-2-L 試樣在載荷達到初始斷裂點 A₀ 后依然展現出抵抗外部載荷的能力，經過 B_L0L_L0C_L0 、 D₀ 三點峰值載荷后完全破壞。由圖16b可以看出，各縫合結構的拉伸強度在 59.76～ 119.39kPa 范圍內，且隨著齒尖角度的增大，拉伸強度減小，正弦中心線對皮膚縫合界面的抗拉性能影響顯著，與數值模擬結果一致。由于中心線彎曲，左右傾斜角的值不同，因此施加在縫合結構兩側的力不對稱，在某一側傾斜角度可能小于休止角度，導致相鄰的兩個齒可能會滑動，界面會受到壓剪載荷。而在另一側傾斜角度可能大于休止角度，從而導致自鎖，正弦中心線上的局部互鎖結構使得其承受更大的外部載荷。

圖16各二階齒結構實驗數據 Fig.16Experimental data of each second-order toothstructure

圖17所示為 30^°-2-S 以及 60^°-2-S 結構單軸拉伸下的應變分布情況，與上述直線中心線縫合結構類似，該類結構同樣展現出損傷從兩側齒向中間齒傳遞的破壞過程。拉伸至 26mm 位移時，θ=30^° 結構表面的最大應變較小，最大為0.24；θ=60^° 結構表面的最大應變較大，最大為0.719。與直線中心線二階齒結構相比，由于正弦中心線彎曲導致施加在縫合結構兩側的力不對稱，局部的自鎖使得沿界面的應力分布是不均勻的，正弦中心線上不同位置的齒可能會相繼屈服，而沿中心線的不均勻應力分布使結構通過分形誘導接觸和機械互鎖獲得了額外的拉伸強度。

4分形縫合界面拉伸強度的參數映射模型

基于上述分形互鎖皮膚界面拉伸性能敏感因素影響規律研究，以實現提高皮膚縫合界面拉伸性能為目標，綜合考慮影響界面拉伸性能的多個因素及其作用機制，確定縫合界面性能最佳的結構為較小齒尖角度的正弦中心線二階鋸齒形結構。在創面愈合初期，直線中心線的二階齒結構因其良好的延展性可以促進傷口愈合，考慮到臨床實際皮膚的游離切割難度受創面部位、創面邊緣皮膚損傷程度等一系列因素影響，對臨床易切割的創面可采用正弦二階齒形界面，而在切割難度較大的實際手術中可采用直線中心線分布的二階齒界面。

為映射各參數對皮膚縫合界面力學性能的影響程度，分別計算試驗所得各縫合結構的拉伸強度。如圖18所示，中心線效應對皮膚界面結構拉伸強度的影響顯著，其中2-S結構界面有最大的拉伸強度。此外，較小的齒尖角度對縫合結構的拉伸強度也有所增大作用。進一步表明界面結構性能最佳的參數為較小齒尖角度的正弦中心線二階鋸齒形結構。在臨床實際皮膚傷口縫合術后，傷口受外界載荷作用下鋸齒分形互鎖結構有著明顯的優勢，更利于提高創面愈合率。

圖18各參數與拉伸強度映射關系 Fig.18Mappingrelationship between each parameter andtensile strength

5結論

1）考慮分形皮膚縫合界面結構的特點，設計了不同齒尖角度的直線中心線一階齒、二階齒以及正弦中心線二階齒縫合結構，并利用仿皮膚材料制備了各種類型的皮膚縫合結構試樣。

2）二階齒皮膚縫合界面的拉伸破壞行為表現為損傷從兩側齒粘接層逐漸向中間齒界面層傳遞，載荷傳遞過程中，二級齒處于機械互鎖狀態直至中間齒界面層失效或二級齒脫出。正弦中心線二階齒擁有更好的拉伸強度，但其延展性能弱于直線中心線二階齒的延展性能。

3）皮膚縫合結構的拉伸性能受齒尖角度、分形階數以及中心線分布形式共同作用，各類型縫合界面抗拉性能均隨著齒尖角度的增大呈現下降趨勢，同時分形階數的增加以及正弦中心線效應有利于提高縫合界面的拉伸強度。

4）考慮影響分形皮膚縫合界面拉伸性能的敏感因素，可以通過微小的參數變化精確控制術后縫合傷口的愈合需求。此外，所提出的縫合界面分析模型及方法可以作為設計各種界面的重要工具，用于特定應用中的優化設計。

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（編輯 胡佳慧）

作者簡介：徐林龍，男，2000年生，碩士研究生。研究方向為逆向工程、界面力學等。發表論文1篇。E-mail：xulinlong2202@163.com。紀小剛*（通信作者），男，1977年生，教授。研究方向為逆向工程、計算機輔助設計技術、柔彈性材料增材制造。發表論文40余篇。E-mail：bhearts@jiangnan.edu.cn。

本文引用格式：

徐林龍，紀小剛，李華彬，等.分形互鎖設計的皮膚縫合界面拉伸破壞行為研究[J].中國機械工程，2025，36（7）：1442-1452.XULinlong，JIXiaogang，LIHuabin，etal.Researchon TensileFailure Behaviors ofSkinSutureInterfaceswith Fractal InterlockDesign[J].China Mechanical Engineering，2025，36（7）：1442-1452.