血管介入治療導絲推進力與血管阻塞體強度及長度特征關系試驗研究

周兆熊 袁鍵鍵 邵華 殷萬武 王成勇

摘要：針對血管中阻塞體強度及長度的特征測量復雜、精度低、不能實時獲取問題，提出根據導絲在血管中推進力信號的變化判斷阻塞體強度及長度的試驗方法。搭建導絲位置實時反饋及力信號采集的機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，從穿刺力和阻塞體內運動段輸送阻力斜率分析阻塞物強度對直頭導絲輸送的影響。試驗結果表明，導絲穿刺力與明膠溶液濃度呈現高度線性相關，阻塞物強度越高對導絲輸送運動的阻滯作用越明顯，且基于輸送阻力刺入、刺出尖峰力信號推算的阻塞體長度與阻塞體實際長度基本一致，相對誤差低于5%。實驗結果顯示該裝置應用臨床治療有一定的可行性。

關鍵詞：血管阻塞;機械輔助血管介入治療;力信號;強度及長度

中圖分類號：Q936 文獻標志碼：A 文章編號：1674-5124（2019）07-0031-06

收稿日期：2017-07-12;收到修改稿日期：2017-11-09

作者簡介：周兆熊（1968-），男，上海市人，副教授，博士，主要研究方向為動脈硬化的病理生理學機制、分子影像學診斷和靶向治療。

0 引言

微創外科手術[1]的出現為醫學領域翻開新的篇章。血管介入治療是微創外科的一個新方向，其具有出血少、創傷小、并發癥少、安全可靠、術后恢復快等優點[2]。傳統血管介入治療手術是通過醫師的手指觸覺來感知，缺乏精確的力的反饋，其操作精度低。精確的力反饋信號能支撐醫生對組織狀況做出準確判斷，從而提高手術的成功率。

近年來，國內外在導絲輸送力信號方面的研究主要有：南京航空航天大學的馮安祥[3]采用球包圍盒的碰撞算法，建立了力反饋計算模型，具有一定的實時性和精度。上海交通大學的盛國棟[4]基于3DS MAX的建模及力觸覺渲染引擎CHAI 3D進行仿真，來模擬脊柱手術平臺。上海交通大學的王麗娟[5]采用基于PI參數自整定與阻抗控制相結合的控制策略對系統進行力反饋控制。Lenoir[6]等建立血管模型，通過有限元法對模型的力信號進行了精確的計算。然而以上研究并沒有對算法及系統進行驗證，僅在理論上證明可行。

哈爾濱工業大學的付宜利[7]教授認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]通過研究表明力反饋系統減少了模擬血管內手術期間施加的力的大小和持續時間。然而其并不能提供精確的力信號，從而不能判斷阻塞體的阻塞程度。另外一些研究人員通過將傳感器貼于導絲頭來實時感知力信號[9-10]，該方法對人體的排異反應缺乏考慮，增加臨床的危險性。

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

為實現實時精確的力反饋，本文結合現有技術的優缺點，基于全橋應變梁搭建了導絲位置實時反饋及力信號采集的機械輔助血管介入治療裝置。在該裝置基礎上，對血管介入治療導絲運動過程進行分析并展開阻塞血管中導絲推進力監測試驗。

1 機械輔助血管介入治療過程中導絲運動過程分析

血管阻塞及畸形治療過程中，為實現對血管的擴張、支架的安放和溶栓藥劑的釋放，需利用導絲穿透阻塞物質。血管阻塞的原因多為血液內粘性物質如脂肪、膽固醇和血小板等發生堆積。該類物質具有一定強度，需要一定大小的力進行穿刺。

直頭導絲勻速穿刺血管阻塞物的過程，如圖1所示。隨著輸送的進行，導絲前端與阻塞體表面產生接觸。由于阻塞體具有一定強度，導絲無法立即刺入對阻塞體。導絲的繼續輸送引發導絲軸向彎曲變形。導絲彈性勢能逐漸增加，與阻塞體表面的接觸力也逐漸增大。當接觸位置的壓強高于阻塞體強度，導絲刺穿阻塞體，自身的彈性勢能釋放，輸送阻力下降。隨著進入阻塞體的導絲長度不斷增加，兩者的接觸面積逐漸增大，輸送阻力迅速增加。軟粘的阻塞體對導絲輸送的阻滯作用遠高于血液，阻塞體中導絲輸送阻力時域信號斜率較無阻塞血管內輸送阻力信號的斜率大。

如圖2所示，分析導絲輸送過程中阻力變化情況可以發現，在導絲刺入與刺出阻塞體時刻輸送阻力出現信號尖峰。當輸送速度已知，基于導絲刺入與刺出阻塞體的時刻，可獲得導絲在阻塞體內的輸送距離。當血管直徑較小，阻塞體內導絲在血管徑向的彎曲變形可忽略不計。此時，導絲在阻塞體內的輸送距離與阻塞體長度相等。阻塞體長度可如下計算：

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

v——導絲勻速輸送速度，mm/s;

t_end——導絲刺出時刻，s;

t_begin——導絲頭部接觸阻塞體表面時刻，s。

導絲刺破阻塞體的穿刺力由兩者的接觸面積與阻塞體強度決定，可表示如下：

F_ci=S×Pci

2 試驗裝置和方法

2.1 試驗裝置

導絲輸送力測量系統由夾具、應變梁、安裝基座3個部件組成。應變梁一端與夾具通過螺栓連接，一端與安裝基座連接。裝置簡圖如圖3所示。在輸送過程中，導絲由夾具帶動勻速進行軸向穿刺阻塞體運動。該導絲輸送力的反作用力直接作用于應變梁，使其產生變形。應變梁上下表面貼有應變片，組成全橋電路，在該變形作用下輸出模擬電壓量。信號放大后，經數據采集卡獲得電壓序列信號。

導絲的輸送運動由軸向勻速平移運動和以軸線為旋轉中心的轉動組成。導絲輸送力測量裝置安裝于從動輪，在電機的帶動下實現導絲以軸線為中心的轉動。裝置安裝方式如圖4所示。在搭建導絲輸送及力信號測量裝置基礎上，為探究阻塞體形態變化對導絲輸送過程中的特征力影響，需對導絲在穿刺阻塞血管時力信號變化進行定性分析。

2.2 試驗原理及方法

輸送阻力測量系統的原理是輸送過程中導絲在夾具施加的輸送力下進行沿血管軸向的勻速直線輸送運動，該輸送力等于導絲輸送阻力。導絲對應變元件的反作用力使得應變梁產生變形。應變梁上下表面貼有應變片，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。輸出的模擬電壓信號為毫伏級，為降低信號干擾產生的誤差，采用差分放大電路對其進行增益。放大后的電壓信號被數據采集卡采集轉化為電壓序列，經LabVIEW編程實時顯示力信號圖。輸送阻力測量系統電路原理如圖5所示。

為分析阻塞體強度對直頭導絲輸送阻力的影響，從穿刺力和阻塞體內運動段輸送阻力斜率的角度進行阻塞血管輸送狀態下直頭導絲輸送試驗。

試驗條件：

1）檢測設備：導絲輸送阻力測量系統;

2）被測對象：直頭導絲在不同強度阻塞體中的輸送阻力;

3）試驗方式：測量不同阻塞體強度的阻塞血管輸送狀態下直頭導絲的輸送阻力。

試驗中采用明膠水溶液的凝膠作為血管阻塞體的模擬。通過改變溶液濃度控制阻塞體強度實現對不同類型阻塞體的模擬。為分析阻塞體強度及長度對直頭導絲輸送阻力的影響，從穿刺力和阻塞體內運動段輸送阻力斜率的角度進行阻塞血管輸送狀態下直頭導絲輸送試驗。

實驗方法：針對阻塞體的軟粘特性，試驗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現對阻塞體強度的控制。選用的明膠水溶液質量濃度為3%、6%、9%，模擬血管長度有19，30，37，38mm。試驗在相同血管直徑的模擬血管中進行，選擇的血管直徑為4mm。圖6為實驗示意圖。

3 試驗結果及分析

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

圖中節點A為輸送開始時刻。節點A-B段為導絲在直線血管中輸送，其信號特征為平緩直線。節點B為導絲前端與阻塞體接觸時刻，此時接觸力較小，無法刺破阻塞體。隨著輸送的進行，導絲逐漸產生彎曲變形，輸送阻力不斷增大。節點C為導絲刺穿阻塞體的時刻。導絲刺破阻塞體后，存儲的彈性勢能釋放，變形減小，輸送阻力降低。隨著導絲不斷進入阻塞體，導絲承受的摩擦阻力不斷上升，呈近似線性增長。節點E時刻導絲前端接觸阻塞體右側表面，即將穿透阻塞體。節點F為導絲穿透阻塞體時刻。刺破阻塞體后，導絲繼續勻速輸送。此時，導絲在阻塞體內的接觸狀態保持穩定，導絲的輸送阻力恒定。節點H時刻輸送停止。

試驗中，記錄導絲刺穿阻塞體表面前的輸送阻力與刺破時刻的輸送阻力，兩者的差值即為直頭導絲刺穿阻塞體的穿刺力。提取導絲在阻塞體內運動時段內輸送阻力的斜率表征阻塞體對導絲輸送的阻滯作用。

試驗中采用的參數和提取的穿刺力如表1所示，隨著凝膠質量濃度增加，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。

對相同濃度條件下的穿刺力取平均，繪制穿刺力與明膠質量濃度的關系曲線，如圖8所示。

對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量濃度的關系曲線，如圖9所示。

由圖8分析知：導絲穿刺力與明膠溶液質量濃度呈高度線性相關。隨著溶液濃度的提高，穿刺力增大，輸送阻力時域信號中表征穿刺過程的尖峰明顯程度越高。造成該現象的原因是在同型號導絲與阻塞體的接觸面積相同，穿刺力與凝膠強度成正比關系。試驗中選用的溶液質量濃度與凝膠強度成正比關系。因此試驗中穿刺力與明膠溶液質量濃度成正比關系。

由圖9分析知：輸送阻力斜率與明膠溶液濃度呈線性相關。隨著溶液濃度的提高，輸送阻力斜率逐漸增大。造成該現象的原因是溶液濃度越高，阻塞體強度越大，對導絲輸送運動的阻滯作用越明顯。

當輸送速度已知，基于導絲刺入與刺出阻塞體的時刻，可獲得導絲在阻塞體內的輸送距離。當血管直徑較小，阻塞體內導絲在血管徑向的彎曲變形可忽略不計。此時，導絲在阻塞體內的輸送距離與阻塞體長度相等。阻塞體長度可由公式（1）計算。

依據該信號特征，記錄導絲刺入與刺出時刻數據，結合輸送速度，推算阻塞體長度。阻塞體的實際長度由直尺測量并記錄，如表2所示。分析阻塞體實測與推算長度對比情況可知：基于輸送阻力刺入、刺出尖峰信號推算的阻塞體長度與阻塞體實際長度基本一致，相對誤差低于5%。

4 結束語

本文針對微創手術阻塞體穿刺過程展開研究，搭建了阻塞體穿刺阻力測量裝置，并通過實時測量實驗得到阻塞血管中直頭導絲在勻速輸送狀態下的輸送阻力呈現帶有尖峰的傾斜直線。信號尖峰出現在刺入與刺出阻塞體時刻，該峰值為刺穿阻塞體的穿刺力。在導絲型號相同的條件下，穿刺力和阻塞體內導絲輸送阻力斜率與阻塞體強度成線性正相關。刺入刺出時刻信號尖峰可用于阻塞體長度的預測。試驗表明基于信號尖峰推算與實測的阻塞體長度相對誤差低于5%0臨床中，阻塞體長度的準確獲知，有助于醫生選用最佳尺寸的球囊導管，支架等治療器械，降低因器械選擇失誤造成的時間和資金損失。

參考文獻

[1]TAYLOR R H，STOIANOVICI D.Medical robotics incomputer-integrated surgery[J].IEEE /Transactions onRobotics and Automation，2003，19（5）：765-781.

[2]日ANSEN MEDICAL.Sensei X Robotic system[EB/OL].[2011-05-29].http：//www.hansenmedical.com/us/en/vascular/magellan-robotic-system/product-overview.

[3]馮安祥，陳筍，陳柏，等.血管介入手術手術中的柔性虛擬力觸覺系統研究[J].南京信息工程大學學報，2014，6（6）：520-524.

[4]盛國棟，曹其新.基于力反饋的虛擬脊柱手術的模擬系統構建[J].電子應用技術，2013，39（12）：129-131.

[5]王莉娟.虛擬手術力反饋人機交互控制系統研究[D].上海：上海交通大學，2010

[6]LENOIR J，COTIN S，DURIZE C，et al.Interactivephysically-based simulation of catheter and guidewire[J].Computer&Graphics，2006，30（3）：416-422.

[7]付宜利，李坤，潘博，等.微創手術機器人力檢測與力反饋技術研究現狀[J].機器人，2014，36（1）：117-128.

[8]PAYNE C J，RAFH-TARI H，YANG G Z.A force feedbacksystem for endovascular catheterisation[C]//2012 lEEE/RSJInternational Conference on Intelligent Robots and Systems.IEEE，2012：1298-1304.

[9]趙德朋，劉達.血管介入手術機器人系統力反饋的模糊融合[J].機器人，2013（1）：60-66.

[10]王煥然.微創手術導管側壁觸覺傳感器的研究[D].哈爾濱：哈爾濱工程大學，2008.

[11]景在平，趙珺.影像學技術在血管外科的應用[J].中國醫學影像技術，2000，18（9）：857.

[12]劉道志.微創介入醫療器械與材料產業現狀和發展趨勢[J].上海生物醫學工程，2007，28（1）：36-39.

[13]劉舜輝，劉倚河，鄭玉鳳，等.彩色多普勒超聲對周圍血管阻塞性疾病的診斷分析[J].中國全科醫學， 2008，11（8）：702-703.

[14]谷奕諾，張浩.椎動脈狹窄及阻塞的磁共振血管造影相關影像學研究[J].中國心血管病研究，2016，14（7）：646-650.

（編輯：莫婕）