消化道組織自動壓榨與阻抗測量實驗裝置的設計和研究*

侯健，周宇△，陸巍，劉子悅，李媛，李文慧

(1.上海理工大學醫療器械與食品學院，上海 200093；2.上海交通大學醫學院附屬新華醫院，上海 200092)

1 引 言

消化道的重建是胃腸外科手術中最重要的步驟之一，去除病變組織后，醫生需要對剩余部分進行吻合手術，形成連續的消化道，規范的消化道重建對于提高手術的成功率，降低手術并發癥率具有重要的意義[1-3]。目前臨床上消化道重建的方法包括手工吻合和機械吻合[1-4]。相對于手工吻合，機械吻合能夠縮短手術時間，具有縫口更整齊，愈合效果更好等優點。使用吻合器時需要將組織壓榨到一定厚度，對組織進行過度壓榨或欠壓榨都將影響最終的吻合口質量[5-8]。壓榨不夠時，易引起吻合口出血；壓榨過度，會導致吻合部位組織失活過早壞死，從而引起吻合口瘺等并發癥。因此，醫生需要把握好對組織的壓榨程度[4,7]。

隨著技術的更新，開始出現了自動吻合器[11]，實現了夾持和擊發動作的自動化，使用更加方便，然而它并未實現壓榨過程的智能化，仍需要醫生根據經驗判斷組織壓榨狀態，決定吻合器的壓榨停止時間，因此，仍未解決人為因素可能造成的吻合器使用問題[10]。要找到合適的壓榨方法，必須明確影響壓榨質量的可控因素。經檢索發現[11-12]：壓榨時間會影響吻合釘的成型，增大壓榨時間有利于提高吻合口的質量；在對圓形吻合器的研究中，得到了25%的安全壓縮比率[13-14]；由于組織的特性，通常會施加8 g/mm2的壓強來固定組織，結合已有研究發現，壓榨過程主要會受壓強、時間和壓縮比率等影響[13-17]。要實現吻合器壓榨過程的智能化，除了要掌握可能影響壓榨過程的外部可控因素之外，還需要觀察組織內部在壓榨過程中發生的變化。生物組織由組織液和細胞共同構成，工程上會用ColeY模型、5/500 kHz并行模型等電學模型來表征生物組織的內部狀態[2-3,18-20]，利用生物阻抗來建立與生物體之間的聯系。因此，為了進行相關的實驗研究，探究不同參數對組織壓榨效果的影響，找到生物組織的智能壓榨方法，本研究研制了一款專用的、高精度的可檢測生物組織阻抗數據的自動壓榨裝置。

2 系統原理

2.1 系統結構

對消化道組織進行壓榨實驗時，消化道組織的受壓榨壓強、厚度以及內部阻抗變化是影響組織壓榨質量的關鍵參數，普通的手動壓榨裝置存在壓榨模式單一、對關鍵參數控制和測量不精準等明顯不足。為了實驗要求，自動壓榨裝置需滿足精準控制壓榨距離、準確檢測組織所受到壓強、精確測量組織厚度以及壓榨模式可變的設計需求。自動壓榨裝置實驗系統的總體設計框圖，見圖1。系統分為：開關電源、基于STM32單片機的主控模塊、電機壓榨、壓力檢測、阻抗檢測以及人機交互觸摸屏6個模塊。

系統由開關電源模塊統一供電，主控模塊以STM32F103VG芯片為核心進行設計，負責系統的整體控制；電機壓榨模塊負責電機驅動和電機參數反饋，用于實現對組織的壓榨和厚度測量；人機交互觸摸屏選用醫用YY系列串口屏(武漢中顯示公司)，實驗人員可通過人機交互觸摸屏選擇不同壓榨模式，設置壓強、厚度等壓榨參數，實驗系統的運行狀態和檢測結果也通過觸摸屏顯示；主控模塊接收觸摸屏發送的指令，控制電機壓榨模塊對組織的壓榨，同時通過阻抗檢測模塊測量和記錄組織的阻抗值，直至完成設定的壓榨模式。

圖1 (a).自動壓榨裝置系統框圖；(b).自動壓榨裝置實物圖

2.2 電機壓榨

壓榨模式控制及厚度測量基于電機壓榨模塊實現。預實驗中發現，消化道系統中較薄的小腸組織的厚度在1～2 mm之間，考慮厚度1 mm的情況以及文獻[13-14]中提到的25%的安全壓縮比，對組織的壓榨精度要求應達到0.25 mm。基于此，確定了以SS伺服步進電機42SSC-HB(智創公司)以及10000PPR編碼器組成的電機系統，步進電機驅動升降機械結構模擬吻合器的吻合動作，可以實現每0.036°精確行走一次，最小步進距離可達0.001 mm。程序設計中，主控模塊通過PWM波對步進電機的運動進行控制從而實現不同的壓榨模式，同時檢測編碼器反饋的電機軸位置信息，每20 μs更新一次，主控模塊根據此信息計算出升降結構的位置、進而得到組織的厚度數據，當電機運動出現偏差時，會采取糾正措施，消除偏差。足夠小的步進距離以及精確的反饋控制方式使電機壓榨模塊具有高精度的壓榨控制和厚度測量的能力，可滿足實驗需求。

2.3 壓強測量

壓強測量對與組織的壓榨控制至關重要。相關文獻中提到，對消化道組織適宜的壓榨強度為8 g/mm2左右，在研究過程中，需要擴大壓榨強度范圍來研究其對壓榨效果的影響，預實驗表明2～35 g/mm2是一個充足的參數范圍，故以此作為裝置研制的技術參數。系統采用壓力傳感器檢測壓力后，經過計算得到壓強值的方案。首先確定施力面積，其大小應小于受力組織的面積，以消化道組織中最薄的小腸為例，其腔道半徑r1最小7.5 mm，若施力面積為圓形且半徑為r2，則有：

2×r2<π×r1
r2<11.775 mm

(1)

計算可得，自動壓榨裝置的施力半徑定為8 mm，面積為200 mm2，即壓力傳感器量程要滿足0～7 000 g的范圍。同時，為保證測量系統的精度以及數據的準確記錄，對測量系統提出相對誤差不超過1%且最小分辨率達到0.5 g的設計需求。由此確定了以SP4M單點稱重傳感器(HBM公司)為核心的設計方案，其測量量程為0～7 000 g，C6級別精度即1.16 g，搭配相應的調理電路，可滿足實驗需求。

2.4 阻抗測量

阻抗測量是檢測組織內部狀態信息的核心，經檢索，在測量消化道組織的阻抗時使用5/50 kHz頻率信號進行激勵，通過低頻和高頻兩個頻率點可以比較準確的得到組織阻抗的構成信息，在預實驗中，選取50～60 mm長度的豬小腸作為實驗材料，發現無論是高頻還是低頻信號激勵，消化道組織的阻抗幅值都在2～4 kΩ范圍內[21-22]。基于此，本研究設計中采用了基于Analog Device公司的 AD5933阻抗測量芯片的阻抗測量電路設計，其輸出激勵電壓頻率范圍為0～100 kHz，通過不同頻率的增益系數計算以及片上DSP的離散傅里葉(DFT)處理，附加電路阻抗測量范圍可達100 Ω～10 kΩ，可滿足實驗需求。

圖2 電機控制電路圖

3 系統實現

3.1 硬件實現

電機的控制電路的設計見圖3，系統選用MC1314作為電機的驅動芯片，將單片機輸出的PWM波信號放大從而驅動電機；電機的反饋信號以差分形式輸出，經過MC3486差分信號轉換芯片和ADG3304電平轉換芯片組成的反饋信號處理電路，讓STM32單片機能識別電機的反饋，完成對電機的控制。

測量平臺包括壓力測量和阻抗測量，其電路設計見圖3(a)。SP4M的datasheet聲明，7 kg級別最小載荷可以精確到0.5 g，電路設計中，SP4M傳感器內部采用六線壓力傳感器橋式補償電路，見圖3(b)。SP4M的驅動電壓是5 V，靈敏度2 mV/V，當測量7 kg的重量時，輸出電壓為10 mV，測量0.5 g的重量時，輸出電壓為10/14 000 mV。理想情況下，10 mV應被放大到5 V，即ADC的分辨率應該高于14 bit才不損失傳感器的精度。因此，本研究設計了基于AD7190(Analog Device 公司)的后級調理電路，AD7190內置24 位模數轉換器(ADC)，并配備可編程增益模塊，設計采用獨立的雙電源分別為該芯片的模擬部分和數字部分供電，電壓均為5 V，同時在傳感器的信號的輸入端接入RC濾波器，并根據需求將0.1 μf電容并聯在信號輸入端，加上芯片內部的數字濾波器，可有效抑制50、60 Hz噪聲,讓壓力傳感器輸出的小信號能得到很好地放大調理，使電路分辨率達到0.5 g，最大測量相對誤差在1%以內，根據此方案，系統可以零延遲地捕捉到細微的壓力變化，并及時反饋給主控模塊，讓系統做出反饋指令，滿足所需要求。

基于AD5933設計的阻抗檢測電路見圖3(a)，芯片由兩個獨立且做好退藕的3.3 V電源供電，以減少干擾，其信號輸入端連接在測量平臺上的兩根金電極上，可直接放置待測組織，芯片輸出激勵電壓即可對待測目標進行阻抗測量。

圖3(a).測量平臺電路圖;(b).橋式補償電路

3.2 軟件實現

主控模塊的程序是整個系統功能實現的核心，軟件的程序流程框圖見圖4。系統初始化后，用戶可在人機界面選擇預設定的恒壓強或恒厚度壓榨模式，輸入目標壓強或厚度參數后確認指令，電機開始工作且系統進入相應壓榨模式，壓榨開始后，系統收到電機和測量系統反饋的信息，通過PID算法進行閉環控制，使系統可以迅速達到所需目標值，并保持超調量和穩態誤差均小于5%，且波動率小于1%。當壓力值趨于穩定并達到目標，開始讀取阻抗數據，當數據讀取完成后會顯示到人機顯示屏上并且上傳給電腦端進行保存，數據保存完成后，系統停止壓榨，結束流程。

圖4 程序框圖

4 系統調試與實驗驗證

4.1 壓力測量驗證實驗

首先對壓力檢測系統進行擬合校準，從0～200 g之間選取8個不同重量的標準砝碼，放置于測量平臺上，每個重量的砝碼讀數三次，讀取轉換芯片的數值，對數據記錄并處理后，進行傳感器讀數和實際壓力值的曲線擬合并計算出其函數關系式，見圖5。

圖5 壓力擬合曲線

將擬合參數寫入主控單片機程序中，再次用不同重量的砝碼進行驗證實驗，每個重量測量三次，將系統所得壓力值與砝碼值進行誤差分析，結果見表1。

表1 壓力數據分析

觀察發現，壓力測量的誤差均在1%以內，最小分辨率達到0.5 g，達到設計要求。

4.2 阻抗測量驗證實驗

為驗證阻抗測量的準確性，考慮到壓榨實驗的需求，擬在0～100 kHz選取9 kHz和90 kHz兩個頻率點進行驗證，使用該模塊測量電阻、電容、電阻并聯電容三種電路結構的阻抗信息來驗證模塊的性能。根據文獻[21-22]，消化道組織的阻抗幅值一般在2～4 kΩ之間變化，因此，本研究所選電阻和電容的阻抗幅值均在該范圍。使用多頻阻抗分析儀(HIOKI IM3570)測定對應頻率點對應電阻、電容、電阻并聯電容的幅值與相位信息，為對照值，再使用實驗裝置測量對應數值，與多頻阻抗分析儀對照值進行對比，驗證阻抗測量的精度。測量數據見表2，每個點數據測量十次，結果采用均值表達。

表2 9 kHz & 90 kHz阻抗測量

觀察發現，系統完成0～100 KHz內的所取頻率點的阻抗測量的誤差率在5%以內，滿足設計要求。

4.3 恒壓強壓榨實驗

通過對生物組織的恒壓強壓榨實驗，驗證電機系統的控制、主控PID算法的控制精度以及裝置進行綜合實驗的能力。

實驗設計基于壓榨強度對小腸壓榨質量的分析進行[20]，實驗材料選取新鮮豬小腸，隨機分成4組，每組取10個樣本，放置于盤中，用生理鹽水浸濕的紗布覆蓋，見圖6，以8 g/mm2為基礎，其他三組目標壓強分別設置為12、16和24 g/mm2。為減少不同樣本帶來的誤差，以2 g/mm2為初始壓強，此時系統記錄的阻抗和壓力信息為0 s時的值，整個壓榨分為兩個階段，階段Ⅰ由2 g/mm2快速壓到目標壓強；階段Ⅱ通過系統的PID算法進行持續的恒壓強模式，并在90 s內間隔4 s讀取22數據，包括系統施加的壓強信息，以及在低頻(9 kHz)和高頻(90 kHz)時受壓組織的阻抗信息。

圖6 恒壓強壓榨實驗圖

PID算法控制的恒壓強結果記錄，見圖7。

圖7 壓榨過程中壓強變化圖

對階段Ⅱ恒壓強壓榨模式中記錄的壓強記錄結果進行統計學分析，分組后通過計算數據的平均數、相對誤差、極差和波動率分析PID算法控制設備進行恒壓強壓榨的控制精度，結果見表3。

由圖7、表3可知，系統通過PID算法實現了恒壓強壓榨的功能。恒壓強階段，實際壓強和目標壓強相對誤差很小并保持在1%以內，證明了系統控制精準，穩態誤差很小，同時測量壓強的波動率也在1%以內，說明了系統達到預設壓強后壓強值波動較小，保持了優秀的穩定性，由此可以驗證系統PID算法的精準度和對電機的控制能力。

表3 恒壓強階段壓強數據分析

系統在壓榨過程中記錄的阻抗信息見圖8，包括9 kHz及90 kHz時豬小腸的阻抗幅值和相位角信息，由圖8(a)、8(c)可知，測量平臺兩晶電極間的小腸組織隨著壓榨的進行不斷排出，所測阻抗幅值呈上升趨勢，符合預想結果，測量數據穩定并記錄完整。綜上所示，通過對電機系統的控制和PID算法的調試，系統實現了對壓榨模式控制的同時展現出優秀的精準度，并能根據要求在目標時間點讀取所需的壓強以及阻抗信息，達到設計要求。

圖8 (a).9 kHz阻抗幅值信息圖；(b).9 kHz相位角測量信息圖；

5 結論

本研究研制的壓榨模式及參數可控、受壓組織內部信息可檢測的用于消化道組織壓榨實驗的自動壓榨裝置，通過一系列的驗證試驗，證明了該裝置的測量系統、控制系統、數據記錄系統滿足設計需求，可以用于相關的消化道組織壓榨實驗。