女性压力性尿失禁吊带的设计及其体外力学性能评价

方镁淇， 王 茜， 李 彦,3， 李超婧,3， 黎 昊， 王 璐,3

(1. 东华大学 纺织学院， 上海 201620； 2. 东华大学 纺织面料技术教育部重点实验室， 上海 201620； 3. 东华大学 纺织行业生物医用纺织材料与技术重点实验室， 上海 201620； 4. 上海宏钰医疗科技有限公司， 上海 201400)

压力性尿失禁(SUI)是指在腹内压突然增高时，尿道口不自主地发生漏尿现象，高发于肥胖、多次分娩及老年女性群体，不危及生命但会影响生活质量并带来极大的心理压力。据调查显示，中国成年女性的SUI患病率约为18.9%[1]。目前，无张力尿道中段悬吊术的手术治疗仍是中到重度SUI患者的首选。该术式通过在尿道中段和阴道黏膜之间植入合成细长条状网片，形成“吊床”结构，以恢复尿道近端及相关支撑组织在腹腔内的功能，提高患者尿道闭合压，控制尿道开闭合，实现尿失禁的治疗。然而，美国医疗器械研究(MDR)等相关报告指出，侵蚀、感染等术后并发症让女性术后苦不堪言。其中侵蚀的发生率高达10.9%，患者伴随阴道排液、阴道出血及反复性尿路感染等症状，严重时需要二次手术将侵蚀网片去除，SUI复发率为30%～50%[2]。

导致术后侵蚀的主要原因之一是经编吊带的结构参数。侵蚀通常与网片皱缩密切相关，在术后1～3个月，成纤维细胞会长入网孔并形成胶原组织沉积在网片表面。网孔间距过小(≤1 mm)时织丝易被填满，形成疤痕样纤维结缔组织，使得网片皱缩，因而被认定为无效网孔，相应会提高网片侵蚀或暴露于相邻组织中的风险[3]；因此，如何增加孔径尺寸和网孔稳定性以减少皱缩是制备具有低侵蚀率吊带的基本思路[4]。然而随着孔径增大，吊带由于被裁剪为细条状(宽度为1.1～1.5 cm)，具有易卷曲和皱缩倾向，整体几何形状发生改变后反而使孔隙率下降，因此，提升经编结构稳定性从而减小皱缩十分必要。与此同时，现有吊带所使用的裁剪方式也值得关注，机械切割边缘形态易发生大规模散编、解体，粗糙的边缘会恶化侵蚀。激光切割的边缘比机械切割边缘结构稳定性有提升，但刚度更大，也是造成侵蚀率居高不下的原因之一[5]。

本文以聚丙烯PP单丝为编织原料，制备了2种大孔轻质且边缘切割效应低的吊带结构。同时，考虑吊带植入人体与尿道壁协同抵抗腔内压的作用，结合尿道壁的生物力学特征，初步探究了吊带经编结构和尿道壁组织匹配性间的构效关系以及材料生物相容性，反馈指导吊带组织结构设计，可为降低术后侵蚀的发生提供参考。

1 实验部分

1.1 实验材料准备

吊带A选择菱形结构，组织结构如图1(a)所示。该结构由2把梳栉编织变化经缎结构而成(垫纱数码：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∥)，穿纱方式为一穿一空，2把梳栉对称垫纱形成交错排列的大孔径菱形网眼。为了减少脱散，边缘选择激光切割成形。吊带B为规则的大孔径矩形网眼，由3把梳栉编织而成(垫纱数码：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∥)，组织结构如图1(c)所示，以开口编链组织为地组织，减小网片的纵向延伸性，剩余2把梳栉满穿对称垫纱进行衬纬，重复单元网格线圈中横向延长线较长且相互交叉，起增加网孔结构横向连接与纵向加固的作用，降低吊带网片在受力状态下的伸长率，减少皱缩形变。同时，吊带B利用组织结构优势采用单丝编织自锁成边。

图1 吊带A和吊带B经编结构和垫纱运动图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

选择平整无褶皱的网片进行性能测试。其中测试网片力学性能时，试样规格为30 mm×成形宽度。部分吊带力学测试研究表明，宽度差异对测试结果的影响较小[6]。为了保证网片的完整性以及高度还原临床实际使用时吊带植入体内后的形态，未对测试宽度进行统一修正。

1.2 体外性能测试

1.2.1 吊带基本物理结构参数测试

分别使用标尺(永康春光工量具厂)、FA124电子天平(浙江力辰仪器科技有限公司)、CH-12.7-BTSX测厚仪(上海六菱仪器厂)、Y511B织物密度镜(苏州苏量仪器科技有限公司)、PXS8-T体式显微镜(上海测维光电技术有限公司)测量网片宽度、面密度、厚度、线圈密度等，计算横密与纵密的比值获得密度对比系数K，根据设定的标尺测量出最大孔径。借助Adobe Photoshop对图像整体进行二元黑白处理，获取图像的总像素值N。然后勾选孔隙部分，统计孔隙总像素值N1，使用面积法通过式(1)计算网片孔隙率P0。同时，引入Mühl等[7]对有效孔隙率的定义，即孔隙面积大于以1 mm为直径的圆的孔隙为有效孔隙。使用上述方法同时获得有效孔隙总像素值N2，由式(2)计算获得有效孔隙率P。每组取5个有效数据的均值作为测量结果。

P0=N1/N×100%

(1)

P=N2/N×100%

(2)

1.2.2 吊带拉伸特性测试

参考ASTM D5035—1995 《织物拉伸断裂强力及伸长(条样法)》，使用YG(B)026 G系列电子织物强力仪(温州市大荣纺织仪器有限公司)进行单轴向拉伸性能测试。标距设置为20 mm，拉伸速度为100 mm/min，以便模拟吊带在体内所处的生理条件。参考ASTM D4964—1995《弹力织物弹性和伸长测试》，分别在2.5和16 N/cm的负荷下以上述标距和拉伸速度进行测试，反复拉伸试样3次，每组测试5次取平均值。

1.2.3 吊带抗弯刚度测试

将样品沿其长轴方向裁剪成5块长度为10 cm的试样，然后平放于LLY-01型电子硬挺度仪(莱州市电子仪器有限公司)平台上分别进行测试，记录5组弯曲长度。通过式(3)计算纵向单位宽度的平均抗弯刚度。

G=10-3DsC3

(3)

式中：G为单位宽度的抗弯刚度，mN·cm；Ds为面密度，g/m2；C为平均弯曲长度，cm。

1.2.4 吊带细胞毒性测试

通过与小鼠成纤维细胞(L929)共培养和CCK-8测试评估PP吊带的细胞毒性。以无样品组为空白对照样本，L929 (1×104个/孔)稳定接种于24孔细胞培养板后，加入灭菌的PP吊带A和B (10 mm×10 mm)。待共培养72 h后，加入CCK-8染液孵育2 h，在Multiskan Sky型全波长酶标仪(美国 Thermo Fisher Scientific公司)上于450 nm波长时测定每孔吸光度(OD值)。通过式(4)计算相对细胞活力，每组设定3复孔取平均值。

Sr=(OD样品/OD空白)×100%

(4)

式中：Sr为相对细胞活力，%;OD样品为样品组的吸光值;OD空白为空白对照样本的吸光度。

1.3 统计学分析

吊带A和吊带B组间各指标使用方差分析进行显著性分析，P<0.05认为具有统计学意义。单轴向拉伸测试所得数据的可疑值采用T检验剔除异常值。

2 结果与讨论

2.1 吊带基本物理结构参数

2.1.1 网孔特征

如前文所述，吊带网孔间距大于1.0 mm才有利于预防桥接现象[7]。吊带A的网孔主要由图2(a)中标注的网孔Ⅰ组成;吊带B则主要由图2(b)中标注的网孔Ⅰ和网孔Ⅱ组成。根据标注的线条长度测得最大网孔间距，结果如表1所示。可见，测试的2种吊带均满足大孔径的要求。在静态下，吊带B的有效孔隙率略高于A，因此，吊带B理论上更有助于减轻纤丝间桥连造成的横向皱缩，降低发生侵蚀的风险。

图2 吊带A和吊带B网孔选区和网孔间距测量实例Fig.2 Examples of mesh pore and pore size measurement of sling A(a) and sling B(b)

表1 网孔参数测试结果 (P<0.05)Tab.1 Parameters of mesh pore (P<0.05)

2.1.2 面密度

目前，吊带的面密度主要是依据疝气补片的现行分类划分为超轻量型网片(<20 g/m2)，轻量型网片(20～30 g/m2)、中量型网片(30～60 g/m2)和重量型网片(70～100 g/m2)[8]。吊带结构参数测试结果如表2所示。结合表1测试结果可知，所设计的2种吊带均属于中量型(30～60 g/m2)、大孔径(>75 μm)、高有效孔隙率网片，基础结构参数的设计初步达到设计目标。

2.2 吊带拉伸特性

吊带植入尿道中段后形成的吊床结构，应能对尿道起到稳定的支撑、加固作用，同时还能对腹内压进行缓冲，因此通过吊带的力学性能考察其有效性十分必要。吊带在尿道区域所受压力的具体数值尚无统一定论。近端尿道大部分位于腹腔内，暴露于腹内压上升的环境中，因此通常使用腹内压作为最大估量值。研究表明，从仰卧位到坐位或站位，腹内压增加时膀胱颈活动度和吊带张力仅发生轻微变化[9]。一般，腹内压所施加的力在10～16 N之间，膀胱充满时吊带在体内所受最高载荷不超过16 N[10]。Klinge等[3]提出，理想的无张力阴道吊带在宽度为1 cm的情况下，拉伸强度应为2 N或更大。本文实验所测网片的拉伸极限负荷都远远高于该值，保证了在体内的力学可靠性。此外，吊带A、B的断裂强度分别为(38.95±3.2)、(38.49±8) N/cm，吊带A、B的断裂伸长率分别为(45.75±3.2)%、(41.15±5.0)%。可见吊带A和B的断裂强度(P>0.05)及断裂伸长率(P<0.05)均无显著差异。

表2 吊带结构参数测试结果Tab.2 Parameters of sling structure

2种吊带的应力-应变代表性曲线如图3所示。可见2种吊带的曲线均具有非线性、滞后的特征，主要分为趾端区域和线性区域。吊带在低应变区的行为与临床息息相关，更加符合生理应变范围。趾端区域表示在低负荷下的变形，吊带拉长变形是织物线圈结构和孔径形状随着负荷增加而伸直的结果[11]。取材料该区域应变为5%时的应力与应变的比值作为弹性模量。从图3可看出，吊带A比B具有更显著的趾端区域。图4示出吊带A和吊带B的轴向拉伸性能对比。可见，趾端区域吊带A的弹性模量((7.088±1.096) MPa)明显小于吊带B((20.240±1.111) MPa)，P<0.05。说明吊带B的矩形网眼结构抵抗变形能力更优异。抵抗变形能力差异一方面是因为吊带A的K值比B略大，线圈更长[12]；另一方面是因为菱形网孔倾斜的线圈容易向受力方向聚拢伸直，横向发生明显的“颈缩”现象。

图3 吊带A和吊带B的应力-应变代表性曲线Fig.3 Representative stress-strain curves of sling A(a) and sling B(b)

图4 吊带A和吊带B的轴向拉伸性能对比Fig.4 Comparison of axial tensile properties of sling A and sling B

目前临床上常用的大孔径(1 379 μm)高弹PP吊带为TVT-OTM(美国Ethicon (J&J)公司)[13]。据近10年数据统计，TVT-OTM客观治愈率和主观治愈率可达85%以上，4年随访侵蚀率为1.7%[13-14]。Chapin等[15]测得TVT-OTM吊带的弹性模量((7.600±3.500) MPa)介于吊带A和吊带B之间，吊带A与TVT-OTM吊带非常相近。然而相比于TVT-OTM吊带，吊带A使用激光切割边缘，在增大孔径的同时提高了网片的结构稳定性，吊带B则整体上具有更高的有效孔隙率和尺寸稳定性，因此其组织向内生长的情况更佳，固有的疤痕组织桥接风险和结构收缩风险更低，有望实现比TVT-OTM更低的侵蚀率。然而，当材料的刚度过高时，植入物和组织之间的力学不匹配性可能会阻碍植入物-组织界面处载荷的传递与平衡，导致临床结果不佳[6]。总体上，面密度高、孔隙率低、弹性模量大的合成网片与周围组织之间的“力学不相容性”的倾向更加明显，增加侵蚀的风险。吊带B较高的弹性模量利于减少皱缩，但植入后在体内与尿道壁之间的力学匹配性也同样是不可轻视的问题。

SUI修复的标准手术吊带网片大都是由医疗制造商从疝气补片中改良出来的，应用时忽略了吊带植入盆腔的具体设计要求。由Laplace定律可知，当跨壁压、尿道半径一定时，尿道壁的应变与弹性模量和厚度的乘积成反比，具体关系见式(5)[16]。

(5)

式中：ε为试样的应变，%；E为试样的弹性模量，MPa；P为跨壁压，N/cm；r为尿道半径，cm；H为试样的厚度，mm。

吊带植入尿道后与尿道壁协同抵抗腔内压，因此考虑材料的厚度，使用EH值表征材料抵抗腹内压的指标。吊带B的EH值为10.059，吊带A的EH值较小(2.615)，因此形变量更大。与正常的尿道壁吊带(EH值为1.45～1.47)相比，分别约为前者的7倍与2倍，吊带B的“吊床”作用更显著，对尿道壁起到更好的支撑作用。

图5示出吊带A和吊带B的定负荷拉伸宏观图像。表3示出2种吊带的定负荷拉伸性能对比。整体而言，吊带B在不同作用力下，均具有更高的有效孔隙率保持率，低负荷下塑性变形率较小。表明这种经编矩形网眼在降低皱缩上具有优越性，有利于降低并发症的风险。吊带的皱缩不仅与织物尺寸稳定性有关，还与弹性相关。由于医生操作经验不同，弹性吊带处于拉伸过度状态时会降低有效孔隙率，有时会横切尿道，弹性回复过度则有时会因张力过大导致术后尿潴留。目前，调节张力的方法是手术时使用Hegar扩张器或直角钳调节尿道和吊带间的间隙，但这种方法具有较强的医师经验依赖性。表3的弹性回复率测试结果表明吊带B具有更好的弹性，在手术操作的过程中，更有利于减少因手术牵拉造成的吊带孔径变小。

图5 吊带A和吊带B的定负荷拉伸宏观图像Fig.5 Macro images of axial tensile properties of sling A (a) and sling B (b)

表3 吊带A和吊带B的定负荷拉伸性能对比Tab.3 Comparison of constant-load test of sling A and sling B

2.3 吊带抗弯刚度

抗弯刚度是评价网片柔韧性的重要指标，体现材料抵抗弯曲变形的能力。吊带在人体内需要保持“吊床”形态，抗弯刚度过小则会因过于柔软影响吊带的悬垂性，或者在受压情况下发生卷曲对组织产生“割据效应”；抗弯刚度过大则影响和尿道壁之间的顺应性，造成侵蚀的发生。测得吊带A和吊带B的抗弯刚度分别为(1.04±0.04)、(1.77±0.3) mN·cm,可见吊带B的抗弯刚度比吊带A略大(P<0.05)，对比结果与弹性模量测试结果相似，主要是由于吊带B由3把梳栉编织而成的矩形结构中编链线圈圈柱与衬纬纱的承受力影响了网片的刚度。

2.4 吊带细胞毒性

材料良好的生物相容性对吊带的临床应用起关键作用，通过材料体外细胞毒性测试验证其生物相容性,结果如表4所示。可以看出，与吊带A和吊带B共培养72 h后，L929的相对细胞活力均达到90%以上，说明2种吊带材料均不具有细胞毒性，展现出良好的医疗器械应用价值。

表4 L929培养72 h的CCK-8测试结果 (P>0.05)Tab.4 CCK-8 tests of L929 at 72 h (P>0.05)

3 结 论

本文分别对菱形网眼激光切割边缘吊带和矩形网眼自锁成边吊带的结构参数、力学性能与生物相容性进行了综合评价，结果表明，在确保力学有效性的前提下，矩形网眼与防切割边缘的引入使得吊带具有更稳定的有效孔隙率，皱缩程度减缓，同时具有良好的生物相容性，可作为改善术后侵蚀并发症的有效设计。

本文设计的吊带不足之处在于组织结构稳定性的增强使得材料刚度相应增加，可能会对材料与尿道壁之间的顺应性和匹配性造成负面影响，因此吊带的柔软度仍需进一步改进。其次，吊带在生理结构中应力的施加和体内微环境条件更加复杂，处于更复杂的负载环境和刺激中，结合有限元分析等技术仿真模拟进一步评估可获得更精确的临床结果预测，体外力学测试结果与临床结果之间的联系未来仍需更深入的探究。