周兆熊 袁鍵鍵 邵華 殷萬(wàn)武 王成勇

摘要：針對(duì)血管中阻塞體強(qiáng)度及長(zhǎng)度的特征測(cè)量復(fù)雜、精度低、不能實(shí)時(shí)獲取問(wèn)題，提出根據(jù)導(dǎo)絲在血管中推進(jìn)力信號(hào)的變化判斷阻塞體強(qiáng)度及長(zhǎng)度的試驗(yàn)方法。搭建導(dǎo)絲位置實(shí)時(shí)反饋及力信號(hào)采集的機(jī)械輔助血管介入治療裝置，采用不同濃度的凝膠模擬血管阻塞物，利用力反饋信號(hào)，從穿刺力和阻塞體內(nèi)運(yùn)動(dòng)段輸送阻力斜率分析阻塞物強(qiáng)度對(duì)直頭導(dǎo)絲輸送的影響。試驗(yàn)結(jié)果表明，導(dǎo)絲穿刺力與明膠溶液濃度呈現(xiàn)高度線(xiàn)性相關(guān)，阻塞物強(qiáng)度越高對(duì)導(dǎo)絲輸送運(yùn)動(dòng)的阻滯作用越明顯，且基于輸送阻力刺入、刺出尖峰力信號(hào)推算的阻塞體長(zhǎng)度與阻塞體實(shí)際長(zhǎng)度基本一致，相對(duì)誤差低于5%。實(shí)驗(yàn)結(jié)果顯示該裝置應(yīng)用臨床治療有一定的可行性。

關(guān)鍵詞：血管阻塞;機(jī)械輔助血管介入治療;力信號(hào);強(qiáng)度及長(zhǎng)度

中圖分類(lèi)號(hào)：Q936 文獻(xiàn)標(biāo)志碼：A 文章編號(hào)：1674-5124（2019）07-0031-06

收稿日期：2017-07-12;收到修改稿日期：2017-11-09

作者簡(jiǎn)介：周兆熊（1968-），男，上海市人，副教授，博士，主要研究方向?yàn)閯?dòng)脈硬化的病理生理學(xué)機(jī)制、分子影像學(xué)診斷和靶向治療。

0 引言

微創(chuàng)外科手術(shù)[1]的出現(xiàn)為醫(yī)學(xué)領(lǐng)域翻開(kāi)新的篇章。血管介入治療是微創(chuàng)外科的一個(gè)新方向，其具有出血少、創(chuàng)傷小、并發(fā)癥少、安全可靠、術(shù)后恢復(fù)快等優(yōu)點(diǎn)[2]。傳統(tǒng)血管介入治療手術(shù)是通過(guò)醫(yī)師的手指觸覺(jué)來(lái)感知，缺乏精確的力的反饋，其操作精度低。精確的力反饋信號(hào)能支撐醫(yī)生對(duì)組織狀況做出準(zhǔn)確判斷，從而提高手術(shù)的成功率。

近年來(lái)，國(guó)內(nèi)外在導(dǎo)絲輸送力信號(hào)方面的研究主要有：南京航空航天大學(xué)的馮安祥[3]采用球包圍盒的碰撞算法，建立了力反饋計(jì)算模型，具有一定的實(shí)時(shí)性和精度。上海交通大學(xué)的盛國(guó)棟[4]基于3DS MAX的建模及力觸覺(jué)渲染引擎CHAI 3D進(jìn)行仿真，來(lái)模擬脊柱手術(shù)平臺(tái)。上海交通大學(xué)的王麗娟[5]采用基于PI參數(shù)自整定與阻抗控制相結(jié)合的控制策略對(duì)系統(tǒng)進(jìn)行力反饋控制。Lenoir[6]等建立血管模型，通過(guò)有限元法對(duì)模型的力信號(hào)進(jìn)行了精確的計(jì)算。然而以上研究并沒(méi)有對(duì)算法及系統(tǒng)進(jìn)行驗(yàn)證，僅在理論上證明可行。

哈爾濱工業(yè)大學(xué)的付宜利[7]教授認(rèn)為力反饋主要有直接反饋和感知替代兩種方法。Christopher J.Payne等[8]通過(guò)研究表明力反饋系統(tǒng)減少了模擬血管內(nèi)手術(shù)期間施加的力的大小和持續(xù)時(shí)間。然而其并不能提供精確的力信號(hào)，從而不能判斷阻塞體的阻塞程度。另外一些研究人員通過(guò)將傳感器貼于導(dǎo)絲頭來(lái)實(shí)時(shí)感知力信號(hào)[9-10]，該方法對(duì)人體的排異反應(yīng)缺乏考慮，增加臨床的危險(xiǎn)性。

目前血管阻塞診斷的方法包括動(dòng)脈造影技術(shù)、超聲診斷及磁共振等。傳統(tǒng)的血管造影技術(shù)已在臨床運(yùn)用了幾十年[11]，冠狀動(dòng)脈造影術(shù)（CAG）是診斷冠心病的“金標(biāo)準(zhǔn)”[12]，可以清楚顯示心臟冠狀動(dòng)脈粥樣硬化造成的血管內(nèi)腔不規(guī)則狹窄，并且可做介人治療，如球囊擴(kuò)張或放置血管內(nèi)支架。然而造影技術(shù)屬于創(chuàng)傷性檢查，且并發(fā)癥較高（6%）。超聲具有簡(jiǎn)便、無(wú)創(chuàng)、可重復(fù)、準(zhǔn)確快速等特點(diǎn)[13]但超聲檢查受人體血管縱橫交錯(cuò)的復(fù)雜性限制，不能提供明確的定位。磁共振血管造影（MRA）可清晰地顯示椎動(dòng)脈狹窄和阻塞的位置[14]，但也必須注射造影劑才能增強(qiáng)掃描，且適合大血栓，不具有廣泛性。

為實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)精確的力反饋，本文結(jié)合現(xiàn)有技術(shù)的優(yōu)缺點(diǎn)，基于全橋應(yīng)變梁搭建了導(dǎo)絲位置實(shí)時(shí)反饋及力信號(hào)采集的機(jī)械輔助血管介入治療裝置。在該裝置基礎(chǔ)上，對(duì)血管介入治療導(dǎo)絲運(yùn)動(dòng)過(guò)程進(jìn)行分析并展開(kāi)阻塞血管中導(dǎo)絲推進(jìn)力監(jiān)測(cè)試驗(yàn)。

1 機(jī)械輔助血管介入治療過(guò)程中導(dǎo)絲運(yùn)動(dòng)過(guò)程分析

血管阻塞及畸形治療過(guò)程中，為實(shí)現(xiàn)對(duì)血管的擴(kuò)張、支架的安放和溶栓藥劑的釋放，需利用導(dǎo)絲穿透阻塞物質(zhì)。血管阻塞的原因多為血液內(nèi)粘性物質(zhì)如脂肪、膽固醇和血小板等發(fā)生堆積。該類(lèi)物質(zhì)具有一定強(qiáng)度，需要一定大小的力進(jìn)行穿刺。

直頭導(dǎo)絲勻速穿刺血管阻塞物的過(guò)程，如圖1所示。隨著輸送的進(jìn)行，導(dǎo)絲前端與阻塞體表面產(chǎn)生接觸。由于阻塞體具有一定強(qiáng)度，導(dǎo)絲無(wú)法立即刺入對(duì)阻塞體。導(dǎo)絲的繼續(xù)輸送引發(fā)導(dǎo)絲軸向彎曲變形。導(dǎo)絲彈性勢(shì)能逐漸增加，與阻塞體表面的接觸力也逐漸增大。當(dāng)接觸位置的壓強(qiáng)高于阻塞體強(qiáng)度，導(dǎo)絲刺穿阻塞體，自身的彈性勢(shì)能釋放，輸送阻力下降。隨著進(jìn)入阻塞體的導(dǎo)絲長(zhǎng)度不斷增加，兩者的接觸面積逐漸增大，輸送阻力迅速增加。軟粘的阻塞體對(duì)導(dǎo)絲輸送的阻滯作用遠(yuǎn)高于血液，阻塞體中導(dǎo)絲輸送阻力時(shí)域信號(hào)斜率較無(wú)阻塞血管內(nèi)輸送阻力信號(hào)的斜率大。

如圖2所示，分析導(dǎo)絲輸送過(guò)程中阻力變化情況可以發(fā)現(xiàn)，在導(dǎo)絲刺入與刺出阻塞體時(shí)刻輸送阻力出現(xiàn)信號(hào)尖峰。當(dāng)輸送速度已知，基于導(dǎo)絲刺入與刺出阻塞體的時(shí)刻，可獲得導(dǎo)絲在阻塞體內(nèi)的輸送距離。當(dāng)血管直徑較小，阻塞體內(nèi)導(dǎo)絲在血管徑向的彎曲變形可忽略不計(jì)。此時(shí)，導(dǎo)絲在阻塞體內(nèi)的輸送距離與阻塞體長(zhǎng)度相等。阻塞體長(zhǎng)度可如下計(jì)算：

L_zu=v×（t_end-t_begin）（1）式中：L_zu——阻塞體長(zhǎng)度，mm;

v——導(dǎo)絲勻速輸送速度，mm/s;

t_end——導(dǎo)絲刺出時(shí)刻，s;

t_begin——導(dǎo)絲頭部接觸阻塞體表面時(shí)刻，s。

導(dǎo)絲刺破阻塞體的穿刺力由兩者的接觸面積與阻塞體強(qiáng)度決定，可表示如下：

F_ci=S×Pci

2 試驗(yàn)裝置和方法

2.1 試驗(yàn)裝置

導(dǎo)絲輸送力測(cè)量系統(tǒng)由夾具、應(yīng)變梁、安裝基座3個(gè)部件組成。應(yīng)變梁一端與夾具通過(guò)螺栓連接，一端與安裝基座連接。裝置簡(jiǎn)圖如圖3所示。在輸送過(guò)程中，導(dǎo)絲由夾具帶動(dòng)勻速進(jìn)行軸向穿刺阻塞體運(yùn)動(dòng)。該導(dǎo)絲輸送力的反作用力直接作用于應(yīng)變梁，使其產(chǎn)生變形。應(yīng)變梁上下表面貼有應(yīng)變片，組成全橋電路，在該變形作用下輸出模擬電壓量。信號(hào)放大后，經(jīng)數(shù)據(jù)采集卡獲得電壓序列信號(hào)。

導(dǎo)絲的輸送運(yùn)動(dòng)由軸向勻速平移運(yùn)動(dòng)和以軸線(xiàn)為旋轉(zhuǎn)中心的轉(zhuǎn)動(dòng)組成。導(dǎo)絲輸送力測(cè)量裝置安裝于從動(dòng)輪，在電機(jī)的帶動(dòng)下實(shí)現(xiàn)導(dǎo)絲以軸線(xiàn)為中心的轉(zhuǎn)動(dòng)。裝置安裝方式如圖4所示。在搭建導(dǎo)絲輸送及力信號(hào)測(cè)量裝置基礎(chǔ)上，為探究阻塞體形態(tài)變化對(duì)導(dǎo)絲輸送過(guò)程中的特征力影響，需對(duì)導(dǎo)絲在穿刺阻塞血管時(shí)力信號(hào)變化進(jìn)行定性分析。

2.2 試驗(yàn)原理及方法

輸送阻力測(cè)量系統(tǒng)的原理是輸送過(guò)程中導(dǎo)絲在夾具施加的輸送力下進(jìn)行沿血管軸向的勻速直線(xiàn)輸送運(yùn)動(dòng)，該輸送力等于導(dǎo)絲輸送阻力。導(dǎo)絲對(duì)應(yīng)變?cè)姆醋饔昧κ沟脩?yīng)變梁產(chǎn)生變形。應(yīng)變梁上下表面貼有應(yīng)變片，并組成全橋電路。在變形的作用下，全橋電路輸出表征變形程度的電壓信號(hào)。輸出的模擬電壓信號(hào)為毫伏級(jí)，為降低信號(hào)干擾產(chǎn)生的誤差，采用差分放大電路對(duì)其進(jìn)行增益。放大后的電壓信號(hào)被數(shù)據(jù)采集卡采集轉(zhuǎn)化為電壓序列，經(jīng)LabVIEW編程實(shí)時(shí)顯示力信號(hào)圖。輸送阻力測(cè)量系統(tǒng)電路原理如圖5所示。

為分析阻塞體強(qiáng)度對(duì)直頭導(dǎo)絲輸送阻力的影響，從穿刺力和阻塞體內(nèi)運(yùn)動(dòng)段輸送阻力斜率的角度進(jìn)行阻塞血管輸送狀態(tài)下直頭導(dǎo)絲輸送試驗(yàn)。

試驗(yàn)條件：

1）檢測(cè)設(shè)備：導(dǎo)絲輸送阻力測(cè)量系統(tǒng);

2）被測(cè)對(duì)象：直頭導(dǎo)絲在不同強(qiáng)度阻塞體中的輸送阻力;

3）試驗(yàn)方式：測(cè)量不同阻塞體強(qiáng)度的阻塞血管輸送狀態(tài)下直頭導(dǎo)絲的輸送阻力。

試驗(yàn)中采用明膠水溶液的凝膠作為血管阻塞體的模擬。通過(guò)改變?nèi)芤簼舛瓤刂谱枞w強(qiáng)度實(shí)現(xiàn)對(duì)不同類(lèi)型阻塞體的模擬。為分析阻塞體強(qiáng)度及長(zhǎng)度對(duì)直頭導(dǎo)絲輸送阻力的影響，從穿刺力和阻塞體內(nèi)運(yùn)動(dòng)段輸送阻力斜率的角度進(jìn)行阻塞血管輸送狀態(tài)下直頭導(dǎo)絲輸送試驗(yàn)。

實(shí)驗(yàn)方法：針對(duì)阻塞體的軟粘特性，試驗(yàn)中選用明膠水溶液的凝膠模擬阻塞體，控制明膠水溶液濃度實(shí)現(xiàn)對(duì)阻塞體強(qiáng)度的控制。選用的明膠水溶液質(zhì)量濃度為3%、6%、9%，模擬血管長(zhǎng)度有19，30，37，38mm。試驗(yàn)在相同血管直徑的模擬血管中進(jìn)行，選擇的血管直徑為4mm。圖6為實(shí)驗(yàn)示意圖。

3 試驗(yàn)結(jié)果及分析

阻塞血管輸送狀態(tài)下直頭導(dǎo)絲的輸送阻力時(shí)域信號(hào)呈現(xiàn)帶有尖峰的傾斜直線(xiàn)。圖7為直頭導(dǎo)絲在血管直徑為4mm，模擬阻塞體的明膠凝膠質(zhì)量濃度為6%條件下的輸送信號(hào)。

圖中節(jié)點(diǎn)A為輸送開(kāi)始時(shí)刻。節(jié)點(diǎn)A-B段為導(dǎo)絲在直線(xiàn)血管中輸送，其信號(hào)特征為平緩直線(xiàn)。節(jié)點(diǎn)B為導(dǎo)絲前端與阻塞體接觸時(shí)刻，此時(shí)接觸力較小，無(wú)法刺破阻塞體。隨著輸送的進(jìn)行，導(dǎo)絲逐漸產(chǎn)生彎曲變形，輸送阻力不斷增大。節(jié)點(diǎn)C為導(dǎo)絲刺穿阻塞體的時(shí)刻。導(dǎo)絲刺破阻塞體后，存儲(chǔ)的彈性勢(shì)能釋放，變形減小，輸送阻力降低。隨著導(dǎo)絲不斷進(jìn)入阻塞體，導(dǎo)絲承受的摩擦阻力不斷上升，呈近似線(xiàn)性增長(zhǎng)。節(jié)點(diǎn)E時(shí)刻導(dǎo)絲前端接觸阻塞體右側(cè)表面，即將穿透阻塞體。節(jié)點(diǎn)F為導(dǎo)絲穿透阻塞體時(shí)刻。刺破阻塞體后，導(dǎo)絲繼續(xù)勻速輸送。此時(shí)，導(dǎo)絲在阻塞體內(nèi)的接觸狀態(tài)保持穩(wěn)定，導(dǎo)絲的輸送阻力恒定。節(jié)點(diǎn)H時(shí)刻輸送停止。

試驗(yàn)中，記錄導(dǎo)絲刺穿阻塞體表面前的輸送阻力與刺破時(shí)刻的輸送阻力，兩者的差值即為直頭導(dǎo)絲刺穿阻塞體的穿刺力。提取導(dǎo)絲在阻塞體內(nèi)運(yùn)動(dòng)時(shí)段內(nèi)輸送阻力的斜率表征阻塞體對(duì)導(dǎo)絲輸送的阻滯作用。

試驗(yàn)中采用的參數(shù)和提取的穿刺力如表1所示，隨著凝膠質(zhì)量濃度增加，穿刺前阻力、刺穿力和輸送阻力斜率均增大，表明阻塞體越難穿刺。

對(duì)相同濃度條件下的穿刺力取平均，繪制穿刺力與明膠質(zhì)量濃度的關(guān)系曲線(xiàn)，如圖8所示。

對(duì)相同濃度條件下的輸送阻力斜率取平均，繪制輸送阻力斜率與明膠質(zhì)量濃度的關(guān)系曲線(xiàn)，如圖9所示。

由圖8分析知：導(dǎo)絲穿刺力與明膠溶液質(zhì)量濃度呈高度線(xiàn)性相關(guān)。隨著溶液濃度的提高，穿刺力增大，輸送阻力時(shí)域信號(hào)中表征穿刺過(guò)程的尖峰明顯程度越高。造成該現(xiàn)象的原因是在同型號(hào)導(dǎo)絲與阻塞體的接觸面積相同，穿刺力與凝膠強(qiáng)度成正比關(guān)系。試驗(yàn)中選用的溶液質(zhì)量濃度與凝膠強(qiáng)度成正比關(guān)系。因此試驗(yàn)中穿刺力與明膠溶液質(zhì)量濃度成正比關(guān)系。

由圖9分析知：輸送阻力斜率與明膠溶液濃度呈線(xiàn)性相關(guān)。隨著溶液濃度的提高，輸送阻力斜率逐漸增大。造成該現(xiàn)象的原因是溶液濃度越高，阻塞體強(qiáng)度越大，對(duì)導(dǎo)絲輸送運(yùn)動(dòng)的阻滯作用越明顯。

當(dāng)輸送速度已知，基于導(dǎo)絲刺入與刺出阻塞體的時(shí)刻，可獲得導(dǎo)絲在阻塞體內(nèi)的輸送距離。當(dāng)血管直徑較小，阻塞體內(nèi)導(dǎo)絲在血管徑向的彎曲變形可忽略不計(jì)。此時(shí)，導(dǎo)絲在阻塞體內(nèi)的輸送距離與阻塞體長(zhǎng)度相等。阻塞體長(zhǎng)度可由公式（1）計(jì)算。

依據(jù)該信號(hào)特征，記錄導(dǎo)絲刺入與刺出時(shí)刻數(shù)據(jù)，結(jié)合輸送速度，推算阻塞體長(zhǎng)度。阻塞體的實(shí)際長(zhǎng)度由直尺測(cè)量并記錄，如表2所示。分析阻塞體實(shí)測(cè)與推算長(zhǎng)度對(duì)比情況可知：基于輸送阻力刺入、刺出尖峰信號(hào)推算的阻塞體長(zhǎng)度與阻塞體實(shí)際長(zhǎng)度基本一致，相對(duì)誤差低于5%。

4 結(jié)束語(yǔ)

本文針對(duì)微創(chuàng)手術(shù)阻塞體穿刺過(guò)程展開(kāi)研究，搭建了阻塞體穿刺阻力測(cè)量裝置，并通過(guò)實(shí)時(shí)測(cè)量實(shí)驗(yàn)得到阻塞血管中直頭導(dǎo)絲在勻速輸送狀態(tài)下的輸送阻力呈現(xiàn)帶有尖峰的傾斜直線(xiàn)。信號(hào)尖峰出現(xiàn)在刺入與刺出阻塞體時(shí)刻，該峰值為刺穿阻塞體的穿刺力。在導(dǎo)絲型號(hào)相同的條件下，穿刺力和阻塞體內(nèi)導(dǎo)絲輸送阻力斜率與阻塞體強(qiáng)度成線(xiàn)性正相關(guān)。刺入刺出時(shí)刻信號(hào)尖峰可用于阻塞體長(zhǎng)度的預(yù)測(cè)。試驗(yàn)表明基于信號(hào)尖峰推算與實(shí)測(cè)的阻塞體長(zhǎng)度相對(duì)誤差低于5%0臨床中，阻塞體長(zhǎng)度的準(zhǔn)確獲知，有助于醫(yī)生選用最佳尺寸的球囊導(dǎo)管，支架等治療器械，降低因器械選擇失誤造成的時(shí)間和資金損失。

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（編輯：莫婕）