新型原位植入式人工肛門括約肌樣機(jī)及離體腸道實(shí)驗(yàn)研究

克 磊 顏國正 翁曉靖 劉 華 許茜茜

（上海交通大學(xué)電子信息與電氣工程學(xué)院醫(yī)學(xué)精密工程與智能儀器研究所，上海 2 00240）

引言

肛門失禁是臨床上常見的一種病癥，不僅給患者本人帶來痛苦，也給患者的家庭及社會(huì)帶來很大的負(fù)擔(dān)［1］。美國的一項(xiàng)大規(guī)模調(diào)查顯示，普通人群中高達(dá)7.1％的人有不同程度的肛門失禁［2］。在我國，治療直腸癌采用的結(jié)腸造口術(shù)導(dǎo)致肛門功能完全缺失的患者，每年新增約10％，累計(jì)造口患者約100萬例［3］。目前，除了肛門括約肌直接性創(chuàng)傷，外科手術(shù)的治療效果不甚理想；盡管肛后修復(fù)術(shù)或括約肌折疊術(shù)在一定程度上可以緩解某些癥狀，但其中仍有一部分患者最終需依賴于結(jié)腸造口術(shù)［4－5］。此外，對于患有嚴(yán)重先天性畸形和肛腸切除的患者，除造口術(shù)外尚無其他有效的治療方案［6］。人工肛門括約肌的實(shí)現(xiàn)，將徹底解決肛門括約肌損傷或缺失等重度病患者的排便自控問題，也將成為一個(gè)具有重要應(yīng)用前景的研究領(lǐng)域。

目前，手動(dòng)機(jī)械式人工肛門括約肌，如英國的PAS（prostheticanalsphincter）和美國的ABS（artificial bowel sphincter），已經(jīng)步入臨床試驗(yàn)和應(yīng)用階段，雖然一定程度上解決了控便問題，但其手動(dòng)式操作的不便性和高感染率成為其發(fā)展的主要障礙［7－9］。德國的GASS系統(tǒng)基于壓電陶瓷微型泵，設(shè)計(jì)了一款裝置結(jié)構(gòu)簡單緊湊、壓力釋放較為均勻、易于植入的遙控式人工括約肌假體，但沒提出有效的自主生物反饋控制方案，且所設(shè)計(jì)的微型泵工作電壓高（－10～20 V，Upp=30 V），控制電路復(fù)雜，流量低（2.23 mL/min），限制了其臨床應(yīng)用的發(fā)展［10－11］。

新研究的原位植入式人工肛門括約肌系統(tǒng)見圖1，它采用微機(jī)電系統(tǒng)模擬人體自然器官的功能，從生物安全性和功能性的角度對括約肌假體進(jìn)行了設(shè)計(jì)和優(yōu)化。集成體內(nèi)的部件，減小系統(tǒng)的尺寸和質(zhì)量，采用醫(yī)用硅橡膠封裝體內(nèi)部件。體內(nèi)系統(tǒng)采用聚合物鋰充電電池的供電方式，并通過體外經(jīng)皮能量傳輸方式來實(shí)現(xiàn)充電功能，消除了有線供電感染的風(fēng)險(xiǎn)，在功能上更趨于人性化。體外控制模塊通過無線通信，實(shí)時(shí)監(jiān)測體內(nèi)報(bào)警信號(hào)，由患者主動(dòng)操作排便過程，簡單方便。最后，通過豬大腸離體實(shí)驗(yàn)，從系統(tǒng)功能和腸壁安全角度對系統(tǒng)加以驗(yàn)證，并確定模擬生物便意的反饋閾值。

圖1 第3代基于經(jīng)皮能量傳輸?shù)纳锓答伿紸AS樣機(jī)Fig.1 Artificial anal sphincter prototype

1 材料和方法

1.1 人工肛門括約肌系統(tǒng)構(gòu)成

人工肛門括約肌系統(tǒng)由體外控制器、體內(nèi)人工括約肌和經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)組成，如圖2所示。當(dāng)體外控制器接收到體內(nèi)如廁報(bào)警信號(hào)時(shí)，由使用者主動(dòng)選擇如廁操作，控制體內(nèi)系統(tǒng)的運(yùn)行。體內(nèi)人工括約肌由驅(qū)動(dòng)單元、括約肌假體和能量接收線圈組成，驅(qū)動(dòng)單元集成微型醫(yī)用泵、充電電池、微型控制電路和儲(chǔ)液囊袋，結(jié)構(gòu)緊湊，封裝尺寸為55 mm×45 mm×25 mm，體內(nèi)系統(tǒng)總重115 g。體內(nèi)體外系統(tǒng)以無線通信方式實(shí)現(xiàn)數(shù)據(jù)信號(hào)的傳輸，當(dāng)體內(nèi)接收到體外如廁信號(hào)時(shí)，體內(nèi)控制器結(jié)合腸腔壓力測量單元控制醫(yī)用泵的運(yùn)行，將括約肌假體內(nèi)的生理鹽水抽空至儲(chǔ)液囊袋中，從而實(shí)現(xiàn)對腸壁的釋放，使得腸道內(nèi)容物能夠順利排出，完成一次生理排便過程。手術(shù)移植時(shí)，括約肌假體套至直腸外圍，驅(qū)動(dòng)單元放至盆腔的后腹膜腔內(nèi)，能量接收線圈埋在腹股溝皮下，便于無線充電。

圖2 人工肛門括約肌系統(tǒng)Fig.2 System block diagram of the artificial anal sphincter

1.2 括約肌假體

理想的人工肛門括約肌假體設(shè)計(jì)需滿足以下要求：簡單小巧，能夠在肛管直腸周圍制造一個(gè)穩(wěn)定的、壓力均勻的恒壓區(qū)域，又容易進(jìn)行手術(shù)操作固定；采用具有良好生物相容性的生物材料，盡可能地減少腸組織的炎癥反應(yīng)。

為了滿足理想人工肛門括約肌的設(shè)計(jì)要求，在借鑒文獻(xiàn)［12］的基礎(chǔ)上，設(shè)計(jì)了新型人工括約肌假體結(jié)構(gòu)。假體由支撐腔殼、功能性囊皮及注水導(dǎo)管3部分組成。支撐腔殼為一薄壁圓筒，壁厚1 mm，寬25mm，內(nèi)徑30 mm。假體寬度與正常括約肌高壓區(qū)域的寬度一致［13］，內(nèi)徑也可以根據(jù)具體直腸或結(jié)腸尺寸進(jìn)行設(shè)計(jì)，以滿足不同生理結(jié)構(gòu)的需求；功能性囊皮材料為醫(yī)用硅橡膠。生理鹽水通過醫(yī)用硅膠管注入括約肌假體，控制其膨脹和收縮（見圖3）。

圖3 新型括約肌假體。（a）打開；（b）閉合Fig.3 New sphincter prosthesis.（a）Deflated=Defecation；（b）Inflated=Continence

1.3 微泵設(shè)計(jì)

蠕動(dòng)式微泵［14］的主體為φ16 mm的直流電機(jī)，電機(jī)性能如表1所示。利用電機(jī)帶動(dòng)裝有滾筒的行星架轉(zhuǎn)動(dòng)，行星架上裝有3個(gè)滾筒，三等分陣列排布，如圖4所示。

表1 電機(jī)性能參數(shù)Tab.1 The characteristic of motor

圖4 微泵。（a）1-電機(jī)；2-行星架；3-滾筒；4-軸承）；（b）實(shí)物Fig.4 Micro roller pump.（a）Structure（1-Motor；2-Planetcarrier；3-Roller；4-Bearing）；（b）The physical object

硅膠管盤置于滾輪與泵殼之間，滾輪轉(zhuǎn)動(dòng)并依次碾壓硅膠管，相鄰滾筒間的硅膠管內(nèi)駐留的水將在碾壓力的作用下按特定方向流動(dòng)，達(dá)到運(yùn)輸液體的目的。行星架與泵殼采用鋁合金材料，質(zhì)地輕，硬度高，受力變形小，泵的密閉性好，泵水效率高。滾輪采用ABS材料，進(jìn)一步減輕泵體的質(zhì)量，有利于微型化便攜式設(shè)計(jì)，泵體總長50 mm，直徑21 mm。

1.4 遙測單元

無線通信遙測單元（6 cm×8 cm×2 cm）的設(shè)計(jì)基于人工肛門括約肌排便控制機(jī)制及模型的建立，旨在重建直腸和肛管感覺功能，恢復(fù)人體對排便的反饋式控制能力。體內(nèi)壓力傳感器實(shí)時(shí)檢測腸腔壓力，一旦超過額定閾值，體內(nèi)系統(tǒng)將發(fā)送報(bào)警信號(hào)給體外，提示給患者便意信息?；颊呖赏ㄟ^遙測單元發(fā)送控制指令至體內(nèi)，由體內(nèi)微控制器做出反饋。該環(huán)節(jié)的設(shè)計(jì)在原有的閉環(huán)控制中加入人的意識(shí)性操作，由患者主動(dòng)決定何時(shí)何地進(jìn)行排便，在一定意義上恢復(fù)了人體的排便感知和生物反饋式控制能力。

2 結(jié)果

2.1 醫(yī)用微型泵

滾輪式醫(yī)用微型泵作為人工括約肌的關(guān)鍵機(jī)構(gòu)，實(shí)現(xiàn)括約肌假體與儲(chǔ)液袋之間的雙向排液功能，并且在任意位置都能實(shí)現(xiàn)保壓功能，控制括約肌假體的閉合和釋放，達(dá)到對腸道內(nèi)容物的節(jié)制排便效果。

圖5所示的是微型泵工作電壓與其流量之間的關(guān)系，綜合泵體電機(jī)的工作電壓范圍和功耗要求，選擇3.3 V工作電壓，平均功耗264 mW，平均流量為8.5 mL/min，最大保壓值為170 kPa。針對所設(shè)計(jì)的括約肌假體，泵入10.5 mL的水約為80 s，泵出約為70 s，滿足人體正常排便過程習(xí)慣。

圖5 工作電壓與微泵流量關(guān)系Fig.5 The relationship between work voltage and flow rate of pump

2.2 能量管理

能量管理主要包括經(jīng)皮能量傳輸、體內(nèi)接收功率（充電電流）和體內(nèi)微泵及控制電路的工作能耗的分析。與微泵及控制電路工作能耗相比，體內(nèi)通信并不是實(shí)時(shí)工作，基本處于待機(jī)狀態(tài)，能耗很小，可忽略不計(jì)。

經(jīng)皮能量發(fā)射系統(tǒng)基于無線電磁感應(yīng)原理，由體外驅(qū)動(dòng)電路、發(fā)射線圈和體內(nèi)接收線圈組成，避免了傳統(tǒng)有線供電方式導(dǎo)致的生物組織感染問題。體內(nèi)線圈（直徑35 mm，厚5 mm，重6.5 g）埋在腹股溝皮下，當(dāng)體內(nèi)檢測電池電壓低于有效值時(shí)，向體外發(fā)送充電信號(hào)，體外線圈（直徑48 mm，厚5.6 mm，重30 g）安置于皮膚外側(cè)進(jìn)行無線充電。圖6所示的是線圈間軸向距離與能量傳輸效率之間的關(guān)系，由于初次級(jí)線圈間皮膚、脂肪和肌肉的隔離，傳輸?shù)挠行Ь嚯x最大為25 mm。體外發(fā)射功率能通過可調(diào)電感進(jìn)行調(diào)節(jié)，考慮到人體皮膚組織安全溫度要求［15］，設(shè)定最大發(fā)射功率為2.2 W，最大傳輸效率為83％，基本滿足體內(nèi)的能量需求。圖7所示的是線圈軸向距離與充電電流之間的關(guān)系，由實(shí)驗(yàn)可知，在10～20 mm范圍內(nèi)，最大充電電流為230 mA，最小充電電流為153 mA，滿足了電池充電的需求。

圖6 兩線圈間軸向距離與傳輸效率的關(guān)系Fig.6 The relationship between axial separation and transfer power efficiency

圖7 兩線圈間軸向距離與充電電流的關(guān)系Fig.7 The relationship between axialseparation and charge current

體內(nèi)微泵的工作電壓為3.3 V，平均工作電流為80 mA，括約肌假體釋放需70 s，閉合需80 s，按每天3次排便計(jì)算，能耗約為11 mA·h/d?？刂齐娐返墓ぷ麟妷簽?.3 V，工作電流為12 mA，能耗約為288 mA·h/d。體內(nèi)系統(tǒng)在聚合物充電鋰電池（40mm×30mm×5 mm，3.7 V，600 mAh，10 g，1 000次充電循環(huán)）供電下，可正常工作2 d，按照電池最大壽命計(jì)算，系統(tǒng)可持續(xù)工作約6年。

2.3 括約肌假體

對于新型括約肌假體的分析，需要建立假體注水量（Vcuff）、假體內(nèi)壓（Pint）和腸壁作用壓（Panal）三者之間的關(guān)系。其中，Pint采用筆者自行設(shè)計(jì)研制的生物壓力傳感器進(jìn)行測量［16］，Panal采用美國Sandhill公司生產(chǎn)的8通道固態(tài)肛腸測壓導(dǎo)管的測壓系統(tǒng)進(jìn)行檢測，對假體性能進(jìn)行評估。

筆者設(shè)計(jì)的壓力傳感器能實(shí)時(shí)檢測假體內(nèi)的真實(shí)壓力信息，反映作用在腸壁四周的壓力大小。通過分析假體內(nèi)壓，可以推斷出注水量的體積，從而建立起注水量與內(nèi)壓變化的關(guān)系，便于分析。設(shè)定Vcuff范圍為0～10.5 mL，間隔0.5 mL，對應(yīng)22個(gè)Pint值，每個(gè)壓力點(diǎn)連續(xù)采集8個(gè)數(shù)據(jù)，以上測試重復(fù)4次。表2列舉了假體空夾狀態(tài)下6種注水量所對應(yīng)的4次內(nèi)壓測量值（Mean±SD），分別對4次測試中相同注水量下的22組壓力值樣本使用SPSS 19.0軟件進(jìn)行中位數(shù)檢驗(yàn)，相伴概率均大于顯著性水平0.05，因此可以認(rèn)為重復(fù)試驗(yàn)同一注水量的壓力值間不存在顯著差異。圖8為假體注水量與內(nèi)壓的總體關(guān)系，兩條曲線分別是在空夾和模擬腸壁咬合的狀態(tài)下獲得的，假體注水量與其內(nèi)壓之間存在較好的三次函數(shù)關(guān)系（R2=0.994）。由于存在部分真空，假體內(nèi)壓在初始注水量的一段區(qū)間內(nèi)處于負(fù)壓狀態(tài)；在3～6 mL之間，硅橡膠的彈性可塑特征導(dǎo)致出現(xiàn)“遲滯”現(xiàn)象，壓力無明顯變化；當(dāng)注水量到6.5 mL時(shí)，內(nèi)壓開始發(fā)生正壓變化；容量為10.5 mL時(shí)，假體空夾狀態(tài)下內(nèi)壓達(dá)到（7.45±0.59）kPa，而模擬腸壁咬合狀態(tài)下變形阻力增大，內(nèi)壓有整體升高的趨勢，達(dá)到（10.86±0.36）kPa。

為了測量假體內(nèi)壓隨時(shí)間變化的關(guān)系，仍將其套至一段柔性硅膠管四周模擬腸壁咬合狀態(tài)。隨著微泵的注液和排液，假體內(nèi)壓隨時(shí)間變化的曲線如圖9所示。當(dāng)微泵注水80 s時(shí)，注水量為10.5 mL，腸壁咬合完成，抑制了腸道內(nèi)容物。微泵將假體抽空約需70s，模擬括約肌自然放松狀態(tài)，腸道內(nèi)容物排出體外。

由于受到括約肌假體硅橡膠內(nèi)囊自身的收縮力和腸壁張力的影響，假體作用于腸壁的實(shí)際壓力會(huì)發(fā)生一定的衰減，即存在一傳遞系數(shù)使得Panal＜Pint。模擬實(shí)驗(yàn)測得。當(dāng)假體內(nèi)注入9 mL水時(shí)，假體內(nèi)壓和作用壓分別為6.23和4.05 kPa，壓力傳遞率為65％；當(dāng)假體內(nèi)注入10.5 mL水時(shí)，假體內(nèi)壓和作用壓分別為10.91和7.39 kPa，壓力傳遞率為68％。

表2 6種注水量（Vcuff）對應(yīng)內(nèi)壓（Pint）變化值（kPa）（Mean±SD）Tab.2 The Pint（kPa）value of six Vcuff

圖8 假體注水量與假體內(nèi)壓的關(guān)系（Mean±SD，空夾和模擬咬合）Fig.8 Volume to pressure characteristics of the cuff without external resistance and with a sphincter resistance simulation.

圖9 假體內(nèi)壓隨時(shí)間變化的壓力曲線Fig.9 Pressure vs.pump time characteristics of thecompression cuff with sphincter resistance simulation

2.4 豬腸離體實(shí)驗(yàn)結(jié)果

由文獻(xiàn)［17］可知，當(dāng)進(jìn)入直腸的內(nèi)容物增加到110 mL、直腸內(nèi)壓達(dá)到2.47 kPa時(shí)，產(chǎn)生便意；當(dāng)進(jìn)入直腸的內(nèi)容物增加到220 mL左右、直腸內(nèi)壓達(dá)到4.61 kPa時(shí)，內(nèi)括約肌失去自制功能，需要排便。

根據(jù)上述人體排便時(shí)腸道內(nèi)壓的變化規(guī)律，使用新鮮離體豬大腸設(shè)計(jì)了一套離體實(shí)驗(yàn)裝置，驗(yàn)證人工肛門括約肌系統(tǒng)的功能性和可行性，確定生物傳感便意閾值，整體裝置如圖10所示。所用豬大腸（n=4）平均直徑為2.67 cm，長度為15 cm，一端固定于硅膠水管下端，另一端套有括約肌假體。硅膠水管直徑為16 mm，長約50 cm。由于使用液體模擬人體極端腹瀉狀態(tài)，所以與真實(shí)腸腔內(nèi)容物有所區(qū)別，即腔內(nèi)液體對腸壁的作用力遠(yuǎn)遠(yuǎn)大于實(shí)際情況，腸壁膨脹程度較大，因此選擇了有一定硬度的PVC水管來模擬實(shí)際周圍組織對腸壁的約束效果，驗(yàn)證假體在腸腔壓力達(dá)到4.61 kPa時(shí)假體咬合處能否抑制住液體的滲漏，并檢測腸壁與假體的直接作用面的壓力變化，實(shí)驗(yàn)過程均在38℃恒溫環(huán)境下進(jìn)行。

圖10 系統(tǒng)試驗(yàn)（1-假體；2-套筒；3-豬大腸；4-針筒）Fig.10 System experiment（1 Prosthesis；2 Sleeve；3 Pig bowel；4 Syringe）

在上述實(shí)驗(yàn)裝置基礎(chǔ)上，通過體外控制器來控制體內(nèi)微泵，分別向括約肌假體內(nèi)注入9和10.5 mL濃度為0.9％的生理鹽水，觀察抑制效果，如表3所示。與模擬夾持實(shí)驗(yàn)結(jié)果相比，由于真實(shí)腸壁的彈塑性阻力小于硅膠軟管的彈塑性，導(dǎo)致相同注水量下產(chǎn)生的內(nèi)壓偏低。當(dāng)腸道內(nèi)無水注入時(shí)，9 mL注水產(chǎn)生的內(nèi)壓總計(jì)平均為（5.14±0.37）kPa，10.5 mL注水量產(chǎn)生的假體內(nèi)壓總計(jì)平均為（10.67±0.39）kPa。當(dāng)往腸道內(nèi)注水模擬腹瀉狀態(tài)時(shí)，9 mL括約肌假體注水量可以較好地抑制25 cm H2O（2.47kPa，產(chǎn)生便意），無滲漏現(xiàn)象，此時(shí)括約肌假體內(nèi)壓總計(jì)平均變化為（1.48±0.05）kPa，實(shí)際感應(yīng)壓力傳遞率約為60％；10.5 mL括約肌假體注水量可以較好地抑制47 cm H2O（4.61 kPa，開始主動(dòng)抑制腸道內(nèi)容物），無滲漏現(xiàn)象，此時(shí)括約肌假體內(nèi)壓總計(jì)平均變化為（3.39±0.08）kPa，實(shí)際感應(yīng)壓力傳遞率約為74％?；谝陨蠈?shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，將咬合壓設(shè)為10.67 kPa，注水容量約為10.5 mL，便意閾值設(shè)為14.06 kPa。

表3 假體在9和10.5 mL注水容量下產(chǎn)生的內(nèi)壓及腸道感應(yīng)壓力（kPa）（n=4）變化（Mean±SD）Tab.3 Pressure（kPa）-volume relationship of the cuff in vitro experiment（n=4）

3 討論與結(jié)論

筆者設(shè)計(jì)的人工肛門括約肌系統(tǒng)包括體外控制、體內(nèi)人工括約肌和經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)3部分。體內(nèi)人工括約肌假體在雙向微型醫(yī)用泵的控制下，結(jié)合生物壓力傳感裝置，實(shí)現(xiàn)流體的定量注入和抽空，從而起到對腸壁咬合和開啟的作用，抑制腸道內(nèi)容物的滲漏。采用傳統(tǒng)的囊套式，創(chuàng)新性地設(shè)計(jì)了簡單小巧的囊殼一體式假體結(jié)構(gòu)，大大降低了其在整個(gè)復(fù)雜的人工肛門括約肌系統(tǒng)里出現(xiàn)故障的概率。微泵流量8.5 mL/min，假體完全開啟和閉合分別需要70和80 s，符合人體正常的排便習(xí)慣。體內(nèi)電池供電可保證系統(tǒng)在3次/d的模擬排便習(xí)慣下，正常工作2 d。體外經(jīng)皮能量傳輸系統(tǒng)發(fā)射功率為2 W，最大效率為80％，充電電流為200 mA，充電時(shí)間為3 h；最小效率為40％，充電電流為80 mA，充電時(shí)間為7 h，可保證患者白天正常的生活習(xí)慣。

早期有關(guān)人工括約肌假體-腸壁生物安全性的研究主要來自于Engelmann及其團(tuán)隊(duì)，他們將人工尿道括約肌AMS800移植于新西蘭兔的人造腸道回路，以評估其應(yīng)用于節(jié)制性尿流改道術(shù)的可行性。研究發(fā)現(xiàn)，括約肌假體引起的腸道并發(fā)癥（如感染、腐蝕和萎縮）與其作用于腸壁的局部高壓密切相關(guān)［18－19］。文獻(xiàn)［20］的研究結(jié)果表明，人體乙狀結(jié)腸壁能夠較好地適應(yīng)70 cm H2O的壓力，而當(dāng)作用壓升至81～90 cm H2O，則會(huì)導(dǎo)致腸壁缺血性壞死。Hajivassiliou的團(tuán)隊(duì)利用激光多普勒掃描成像技術(shù)，對PAS的腸壁安全性做了評估，發(fā)現(xiàn)當(dāng)作用于腸壁的壓力分別為27、52和79 cm H2O時(shí)，腸壁血供量分別降至正?；€的64％、54％和48％，而腸道血供量減少為正常值的50％時(shí)，也能保證腸道基本血供需求不會(huì)出現(xiàn)異常，因此將PAS安全作用壓力定為61 cm H2O［21－22］。與此同時(shí)，大量ABS臨床試驗(yàn)數(shù)據(jù)顯示，91～100 cm H2O和101～110 cm H2O的壓力調(diào)節(jié)球是適用人群最廣、效果最好的兩種規(guī)格，考慮到存在一定壓力傳遞率，其安全腸壁作用壓大致分布在64cmH2O～77 cm H2O［23－24］。離體實(shí)驗(yàn)證實(shí)，該假體在較少的注水量情況下（9和10.5 mL），產(chǎn)生的腸壁咬合壓為3.34（假體內(nèi)壓為5.14 kPa，壓力傳遞率為65％）和7.26 kPa（假體內(nèi)壓為10.67 kPa，壓力傳遞率為68％），均在安全閾值范圍內(nèi)，較大程度地避免了腸壁局部高壓而導(dǎo)致的缺血性壞死情況，充分兼顧腸道安全和控便效果。

新型人工肛門括約肌系統(tǒng)可以有效、安全地起到控便作用，重建便意信號(hào)。此項(xiàng)研究為肛門功能嚴(yán)重缺失的患者提供了一種人性化的治療方案。此外，該假體除了用于治療“大便失禁”的人工肛門括約肌系統(tǒng)外，還可以作為一種假體（或夾體）裝置，應(yīng)用于胃食管返流疾?。℅ERD）及病態(tài)肥胖癥的治療，具有廣泛的應(yīng)用性。目前，結(jié)合以往的動(dòng)物實(shí)驗(yàn)數(shù)據(jù)，正在準(zhǔn)備相關(guān)的動(dòng)物實(shí)驗(yàn)，進(jìn)一步驗(yàn)證、評估新型人工肛門括約肌的生物相容性、可靠性和安全性，為系統(tǒng)能真正獲得臨床應(yīng)用做好鋪墊。

［1］Roos A，Thakar R，Ilczyszyn A，et al.Anal and urinary incontinence in nulliparous women-prevalence and risk factors［J］.International Urogynecology Journal，2008，19：156－157.

［2］林宏城，蘇丹，康亮，等.人工肛門括約肌的研究進(jìn)展［J］.結(jié)直腸剛肛門外科，2009，15（4）：290－292.

［3］盧震海，萬德森.腸造口手術(shù)的并發(fā)癥及其處理［J］.廣東醫(yī)學(xué)，2009，30（8）：1029－1030.

［4］Setti Carraro P，Kamm MA，Nichols RJ.Long-term results of postanal repair for neurogenic faecal incontinence［J］.Br J Surg，1994，81：140－144.

［5］Engel AF，Kamm MA，Hawley PR.Civilian and war injuries of the perineum and anal sphincters［J］.Br J Surg，1994，81：1069－1073.

［6］Pena A.Posterior sagittal anorectoplasty：results in the management of 332 cases of anorectalmal for mations［J］.Paediatr Surg Int，1988，3：94－104.

［7］Lehur PA，Roig JV，Duinslaeger M.Artificial anal sphincter：prospective clinical and manometric evaluation［J］.Dis Colon Rectum，2000，43：1100－1106.

［8］Finlay IG，Richardson W，Hajivassiliou CA.Outcome after implantation of a novel prosthetic anal sphincter in humans［J］.Br J Surg，2004，91：1485－1492.

［9］Ruiz Carmona MD，Company RA，RoigVila JV，et al.Longterm results of artificial bowel sphincter for the treatment of severe faecal incontinence.Are they whatwe hoped for?［J］.Colorectal Disease，2009，11：831－837.

［10］Doll A，Heinrichs M，Goldschmidtboeing F，et al.A high performance bidirectional micropump for a novel artificial sphincter system［J］.Sens Actuators A Phys，2006，130－131：445－453.

［11］Ruthmann O，Richter S，Seifert G，et al.The first teleautomatic low-voltage prosthesis with multiple therapeutic applications：a new version of the German artificial sphincter system［J］.Artif Organs，2010，34（8）：635－641.

［12］Huang Zonghai，Shi Fujun，Chen Fei，et al.In vitro and in vivo assessment of an intelligent artificial anal sphincter in rabbits［J］.Artif Organs，2011，35（10）：964－948.

［13］Duthie HL.Anal continence［J］.Gut，1971，12：844－852.

［14］顏國正，劉華，昝鵬，等.用于人工肛門括約肌的滾輪式醫(yī)用微型泵［P］.中國專利：200710045450，2007-10-25.

［15］Gowrishankar TR，Stewart DA，Martin GT，et al.Transport lattice models of heat transport in skin with spatially heterogeneous，temperature-dependent perfusion［J］.BioMed.Eng.Online，2004，3：42.

［16］劉華，顏國正，許茜茜，等.檢測柔性腸道壓力的生物反饋傳感器研制［J］.中國科技論文在線精品論文，2011，23（4）：2160-2165.

［17］Webmaster.肛管直腸測壓基礎(chǔ)知識(shí)概述［EB/OL］.http：//blog.sina.com.cn/s/blog_6548dc870100hcva.htmL，2008-5-12/2012-7-12

［18］Engelmann UH，F(xiàn)elderman TP，Scontt FB.The use of the AMSAS800 artificial sphincter for continent urinary diversion I.Investigations，including pressure-flow studies，using rabbit intestinal loops［J］.Journal of Urology，1985，134：183－186.

［19］Engelmann UH，F(xiàn)elderman TP，Scontt FB.Evaluation of AMS 800 artificial sphincter for continent urinary diversion using intestinal loops［J］.Journal of Urology，1985，25：620－621.

［20］Light JK.Long term clinical results using the artificial urinary sphincter around bowel［J］.Br J Urol，1989，64：56－60.

［21］Hajivassiliou CA，F(xiàn)inlay IG.Effect of a novel prosthetic anal neosphincter on human colonic blood flow［J］.Br J Surg，1998，85：1703－1707.

［22］Johansson K，Ahn H，Lindhagen J.Assessment of small-bowel ischemia by laser Doppler flowmetry.Some case reports［J］.Scand J Gastroenterol，1986，21：1147－1152.

［23］Wong WD，Congliosi SM，Spencer MP，et al.The safety and efficacy of the artificial bowel sphincter for fecal incontinence［J］.Dis Colon Rectum，2002，45（9）：1139－1153.

［24］Wong WD，Jensen LL，Bartolo DCC，et al.Artificial anal sphincter［J］.Dis Colon Rectum，1996，39（12）：1345－1351.