冠状动脉粥样硬化性心脏病, 简称冠心病, 是一种常见的心血管疾病, 由冠状动脉发生狭窄或堵塞病变而导致.为了解决血管变窄带来的血流不畅, 在20世纪70年代, 著名介入心脏病学家Gruentzig开创性地将球囊扩张导管术引入冠心病治疗, 成功地消除了患者冠状动脉左前降支近端的狭窄性病变^[1].球囊扩张术经过三十多年发展, 从最初的单纯球囊扩张发展成为现在包含球囊扩张和支架放置等一系列操作的微创血管介入手术.因为微创血管介入手术具有效果明确、创伤小、恢复快等特点, 已成为目前治疗冠心病的主要手段.微创血管介入手术虽然在介入器械的研制上新技术层出不穷, 但介入医生操作介入器械的方式在过去三十多年中基本没有变化, 因为介入医生一直以物理接触的方式操作导引导丝和导管等介入器械.因此, 介入医生始终处于导管室中, 在X射线环境下用手直接操作导引导丝和导管使之从病人的股动脉(或桡动脉)经皮穿刺后沿血管递送至狭窄的冠状动脉病变部位.这种医生直接操作介入器械的方式最大问题在于介入医生长期工作在X射线环境中, 为了减少辐射, 医生需身穿沉重的铅衣.然而, 铅衣并不能完全避免X射线辐射伤害, 长期的累积辐射和沉重的铅衣负担会对介入医生造成严重的身体伤害^{[2, 3, 4, 5]}.

为降低微创血管介入手术中X射线对医生的辐射伤害, 研究人员将机器人技术与微创血管介入手术相结合, 通过设计专用的手术机器人系统辅助介入医生完成导引导丝和导管等介入器械的递送.按机器人递送介入器械的方式不同, 目前的血管介入手术机器人主要可分为摩擦驱动型和滑动平台型^[6].在摩擦驱动型血管介入机器人方面, 日本名古屋大学Tanimoto等较早地提出了用于脑血管介入的手术机器人, 该机器人的从端在导管前送和回撤方向上依靠两个滚轮进行摩擦驱动, 通过滚轮机构的夹持和整体旋转实现对导管的旋转操作^[7].以色列海法医院于2006年研制了用于心血管介入的手术机器人Remote navigation system (RNS), 该系统采用多组摩擦轮分别递送导引导丝和球囊/支架导管, 并首次开展了临床实验^[8].在RNS的基础上, 美国Corindus公司开发了CorPath 200血管介入机器人系统, CorPath 200在进行多例人体临床试验研究后获得了FDA (Food and Drug Administration)许可^{[9, 10]}.美国Hansen医疗公司研制了基于带摩擦的Magellan血管介入机器人系统, 该机器人配合Hansen公司的专用主动导管实现对人体外围血管的介入治疗^[11].加拿大西安大略大学Thakur等研制了一个包含导管感应器和导管操作装置的远程导管递送系统, 系统主端检测导管的运动, 从端通过摩擦轮驱动导管前送或回撤^{[12, 13]}.在滑动平台型血管介入机器人方面, 日本名古屋大学Arai等研制了用于脑血管介入手术的线性步进机构, 通过夹持和滑动平台实现对介入导管的递送^[14].日本香川大学Guo等研制了用于血管内介入手术的主从式机器人系统, 其从端采用滑动平台, 通过滑动平台的往复运动实现对导管的递送^[15]. Payne等研制的血管介入机器人能够辅助医生递送导管, 并研究了该机器人力反馈的有效性^[16]. Srimathveeravalli等研制的SETA系统结合了摩擦轮驱动和滑动平台结构, 摩擦轮用于驱动导引导丝轴向运动, 滑动平台用于导管的轴向运动^[17].此外, 加拿大Jayender等研究了基于形状记忆合金的主动导管在前送过程中的阻抗控制方法, 采用工业机械臂作为导管递送装置, 通过机械臂腕部的力传感器检测末端的阻力^{[18, 19, 20]}.美国哈佛大学Yuen等和Kesner等研制了递送导管的血管介入手术机器人, 研究了该机器人在跳动心脏中进行手术时的位置控制和力控制方法, 该机器人由于递送装置只具有单一自由度, 因此该机器人主要面向电生理治疗^{[21, 22, 23, 24]}.近年来, 中国科学院自动化研究所和北京航空航天大学分别研制了针对心血管和脑血管的介入手术机器人, 进行了相关的机构设计与导航控制方法研究^{[25, 26, 27, 28]}.

目前的血管介入手术机器人虽然能够辅助医生进行血管介入手术, 但是机器人仅在从端一侧复现介入医生在主端的操作, 并不能扩展和提高介入医生的操作能力, 这种操作模式带来的问题是:在需要快速递送导引导丝或导管以降低X射线和造影剂使用量时, 机器人的递送速度受限于医生的操作速度; 而在需要精细递送导引导丝或导管时, 机器人的递送精度受限于人手的操作分辨率.因此, 需进一步研究血管介入手术机器人的主从控制方法, 使得机器人能够辅助介入医生提高对导丝、导管的操作能力, 从而提高手术中介入器械的递送效率和精度.

本文提出了一种基于运动缩放的主从控制方法, 结合实验室已研制的新型微创血管介入手术机器人系统^[26].通过血管介入机器人以运动缩放主从控制方法辅助介入医生进行血管介入手术, 在物理上分开了介入医生对导引导丝等介入器械的直接操作, 解决了介入器械递送过程中递送速度和递送精度受限的问题, 通过对介入医生的操作进行运动缩放, 达到提高递送效率和递送精度的目的.不同于已有的血管介入机器人系统, 实验室研究的新型血管介入机器人基于仿生启发, 模拟了介入医生大拇指和食指对导引导丝等介入器械的推送和旋转操作, 具有操作灵巧、对介入器械兼容性好、便于器械安装和拆卸等特点.

本文主要工作和创新点是: 1) 提出了运动缩放的主从控制方法, 通过对血管介入机器人主端和从端间的运动关系进行放大、缩小或等比例复现, 解决了血管介入手术中不同递送阶段对速度和精度的要求, 扩展了介入医生对导引导丝、导管等介入器械的操作能力; 2) 利用研制的血管介入手术机器人系统, 在不同的比例缩放因子下, 采用通用的介入导引导丝进行运动缩放实验, 验证了运动缩放主从控制方法的有效性和实用性.

论文的结构安排如下:第1节简单介绍微创血管介入手术机器人系统的设计原理和组成部分, 以及相关的技术参数; 第2节给出机器人的主从控制方法和基于运动缩放的主从操作策略; 第3节详细介绍运动缩放主从控制实验验证方法, 并对实验结果进行分析和讨论; 第4节总结全文并展望接下来的工作内容.

1.   微创血管介入手术机器人系统

微创血管介入手术机器人主要包含从端的递送装置和主端的操控台两大部分.介入医生使用该机器人系统在上海市胸科医院开展了10余例活体动物实验.实验中采用活体猪作为实验对象, 因为猪的心血管系统最接近人体心血管系统.实验结果表明, 该机器人不仅能够辅助介入医生在实验猪的冠状动脉实现支架置放手术, 而且能够在颈动脉和肾动脉等外围血管同样完成支架置放手术, 支架置放均达到预期的手术目标, 动物实验场景如图 1所示.基于动物实验的结果, 微创血管介入手术机器人已经具备了开展临床试验的条件.

图 1  微创血管介入手术机器人活体动物实验场景图

Fig. 1  In vivo animal trial setup of minimally invasive vascular interventional robot

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1.1   递送装置

在临床血管介入手术中, 介入医生为了将导引导丝等介入器械递送至血管中的病变部位, 一方面需要将导引导丝沿轴向前送, 使其在人体血管管腔内前进; 另一方面, 由于人体血管系统具有分支结构, 主血管和多个分支血管在分叉处连接.因此当导引导丝在推送过程中遇到血管分叉时, 对导引导丝进行周向旋转, 通过改变导丝远端J型弯头的朝向, 从而选择不同的血管分支.传统的血管介入手术中, 介入医生用右手大拇指和食指夹紧导引导丝, 手腕和前臂的整体平移实现对导丝的沿轴向前送, 通过大拇指和食指的反向搓捻运动实现对导丝的周向旋转操作.

基于介入医生用大拇指和食指操作导引导丝方式, 实验室设计了仿生启发的主动轮和被动轮递送装置, 主动轮和被动轮分别模仿医生的大拇指和食指.递送装置的主、被动轮操作方式类似于介入医生的拇指和食指:在主动轮和被动轮夹紧导引导丝后, 当主动轮绕轴线旋转, 通过摩擦带动被动轮也绕轴线旋转, 从而推动导引导丝沿轴向运动, 主动轮改变旋转方向实现对导引导丝的前送或回撤; 当主动轮和被动轮分别沿轴线平移, 且运动方向相反时, 如主动轮沿轴线往下运动, 而被动轮沿轴线往上运动, 通过摩擦传动方式带动导引导丝发生周向旋转.若主动轮和被动轮均改变平移运动的方向, 则相应改变导引导丝的旋转方向.

递送装置主要包含主动轮、被动轮、平移操作电机、旋转操作电机以及导丝入口架.主动轮和被动轮都具有绕轴线旋转和沿轴线平移两个自由度, 且被动轮还具有夹紧方向的第3个自由度.在夹紧方向上, 主动轮和被动轮之间的夹紧力大小可根据介入器械的不同而进行调整, 主动轮和被动轮之间的最大间距为5 mm, 该距离足够夹持不同直径大小的导丝和导管.此外, 导引导丝的沿轴向运动和绕轴线旋转在机械结构上是解耦的, 因此递送装置能够同时前送和旋转导引导丝.

由于递送装置直接和介入器械接触, 必须保持其清洁无菌, 同时还要防止血液沿导管流入递送机构影响其功能.为便于消毒和清洁, 递送装置与介入器械直接接触的部件(如主动轮、被动轮、支撑架等)都设计为易于拆卸的一次性部件, 在每完成一例手术后能够方便快速地替换.为疏导手术中沿导管外流的血液以保证递送装置内部电机的正常工作, 对递送装置进行了外观设计和保护, 其中包含有血液疏导装置以及密封橡胶圈.递送装置的相关技术参数见表 1.

表 1  机器人递送装置相关技术参数

Table 1  Parameters of the catheter delivering device

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1.2   操控台

操控台是微创血管介入机器人的主端, 由操作手柄、功能按键和液晶显示组成.操作手柄上有使能开关, 用于在推送手柄过程中使能推进电机, 在手柄末端有控制旋转操作的旋钮.在手术过程中, 操作者按下使能开关并平移手柄实现对介入器械的轴向前送或回撤操作, 通过旋转手柄末端的旋钮实现对导引导丝的旋转操作.操控台的最大优点是采用手柄推送方式, 从而保留了医生的操作习惯, 降低介入医生对机器人的适应时间.在操控台的按键区有实现不同功能的按键, 在液晶显示屏上能显示介入器械推进或旋转的速度、距离等信息, 为介入医生的操作提供依据.

2.   微创血管介入机器人交互控制方法

2.1   主从控制方法

在微创血管介入手术机器人中, 操控台作为主端, 递送装置作为从端, 主端和从端之间采用主从控制模式.在主端操控台, 有分别检测手柄平移和旋转的编码器, 控制器通过读取编码器的读数获取主端手柄的平移、旋转位移和速度.同时, 控制器还可以接受操控台上功能按键的输入指令.在通过编码器获取主端的平移和旋转速度后, 控制器计算从端的递送速度并向从端的平移电机驱动器和旋转电机驱动器发送运动控制指令.为确保从端实时跟随主端的运动, 在微创血管介入手术机器人的主端和从端之间以平移和旋转速度作为控制量.

图 2  血管介入机器人的主从控制框图

Fig. 2  Master-slave control diagram of vascular interventional robot

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2.2   运动缩放控制

在血管介入手术过程中, 导管、导丝等介入器械的递送速度和递送精度会直接影响介入手术的效率和最终的手术质量.血管介入手术机器人改变了传统的介入医生用手直接操作导管、导丝的模式, 通过主从式结构将医生的操作从机器人主端传递到机器人从端, 机器人从端替代医生操作导丝和导管.这种主从控制模式的优势是可以通过改变机器人主端和从端之间的比例缩放因子, 实现送丝装置对手柄端操作的放大、缩小或等比例再现.

导引导丝远端为到达冠脉靶血管, 需要先通过人体的主动脉, 进入相应的冠脉分支, 然后穿过狭窄部位后最终到达指定的血管部位.按导引导丝远端处于不同血管部位, 把导引导丝的递送过程分为三个阶段:第一阶段是导丝远端在主动脉内, 此时导引导丝在导管内前送, 不会直接接触血管壁, 也无需选择血管分支.在这个阶段, 介入医生的操作以快速前送导引导丝, 减少X射线和造影剂使用量为目标.第二阶段是导引导丝远端从导管远端进入冠状动脉入口, 此时导引导丝的远端开始直接和冠状动脉的血管壁接触, 同时介入医生还需要通过旋转导引导丝以选择不同的冠状动脉分支.第三阶段是当导引导丝远端到达狭窄部位, 需穿过狭窄的病变血管.这个阶段要求导引导丝以极慢速度前送, 同时在前送过程中不断地精细调整导丝远端的朝向, 以便顺利通过狭窄的病变部位.

针对导引导丝在不同阶段需要不同的递送速度和精度, 提出基于运动缩放的主从交互控制方法.机器人从端对导引导丝的平移和旋转操作与主端的对应关系如下:

其中, ${{\dot x}_m}$ 和 ${{\dot \theta }_m}$ 分别表示机器人主端操作手柄的平移和旋转速度, ${{\dot x}_s}$ 和 ${{\dot \theta }_s}$ 分别表示机器人从端操作导丝的平移和旋转速度, µ和ψ分别是平移和旋转运动的缩放因子.由于机器人系统在导引导丝平移和旋转方向上是完全解耦的, 因此在式(1) 中, 反对角线上的元素都为0.针对不同的递送阶段, 提出表 2所示运动缩放控制策略, 在主动脉阶段对主端操作进行放大, 从而快速递送介入器械, 减少X射线和造影剂的使用量; 在冠脉入口阶段, 从端与主端保持1:1等比例映射, 从而主端操作和从端运动保持一致, 便于选择冠脉分支; 在狭窄病变阶段对主端操作进行缩小, 提高导丝在狭窄病变部位的操作精度, 使介入器械能够高效通过血管的狭窄病变.

表 2  不同递送阶段比例缩放策略

Table 2  Motion scaling method for different delivery stage

阶段	运动缩放因子	缩放效果
第一阶段(主动脉)	µ > 1, ψ > 1	放大
第二阶段(冠脉入口)	µ = 1, ψ = 1	等比例
第三阶段(狭窄病变)	µ < 1, ψ < 1	缩小

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3.   实验与分析

3.1   实验准备

为验证运动缩放主从交互控制方法的有效性, 在微创血管介入手术机器人平台上进行相关验证实验.实验中采用电磁跟踪系统Aurora (NorthernDigital Inc., Canada)测量介入器械的平移位移和旋转角度, 该系统包含磁场发生器、信号处理单元以及传感器, 如图 3所示.电磁跟踪系统的传感器包含5自由度和6自由度两种, 其区别在于6自由度传感器能测量绕自身轴线旋转的角度.由于在血管介入手术中, 导引导丝在递送过程中需要沿轴线平移和绕轴线旋转, 因此需要用6自由度传感器测量导引导丝的平移和旋转.对于球囊/支架导管由于只是沿导引导丝前送和回撤, 因此可以采用5自由度传感器测量其平移量.实验中为避免金属对电磁跟踪系统的干扰, 提前清除实验区域的其他金属物件, 以保证测量数据的可靠.

图 3  Aurora电磁跟踪系统

Fig. 3  The Aurora electromagnetic tracking system

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实验中机器人从端操作临床上通用的导引导丝和支架导管, 其中, 导引导丝采用美国Cordis公司所生产的Reflex steerable导引导丝, 支架导管采用美国Boston Scientific公司生产的Promus Premier支架导管.为准确测量导引导丝和支架导管的平移和旋转量, 把Aurora系统的六自由度传感器与导引导丝在轴向上连接并固定, 使传感器测量的平移量等同于导引导丝沿轴向的运动.由于传感器和导引导丝是同轴连接, 因此传感器自身的旋转量等于导引导丝的轴向旋转角度, 从而测量得到导引导丝绕自身轴线的旋转角度.对于支架导管, 使用五自由度传感器测量其平移距离, 带有传感器的导引导丝和支架如图 4所示.传感器、导引导丝和支架导管的规格参数见表 3.

图 4  导引导丝、支架导管及电磁跟踪传感器

Fig. 4  Experimental guidewire, catheter and electromagnetic tracking sensors

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表 3  介入器械和传感器的规格尺寸

Table 3  The dimensions of the interventional devices and sensors

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实验场景如图 5所示, 图 5中包含微创血管介入手术机器人的主端和从端, 电磁跟踪系统Aurora、实验台和用于数据采集的计算机.在实验台中部固定有不同直径大小的有机玻璃管, 用于模拟主动脉和冠状动脉.模拟主动脉的内径为20 mm, 而模拟冠脉的管腔内径为2.5 mm.实验过程中, 导引导丝在有机玻璃管内平移或旋转.为避免电磁跟踪传感器超出磁场发生器的检测范围, 将导引导丝的平移距离限制在300 mm以内.电磁跟踪系统Aurora每隔25 ms采集与导丝连接的传感器的位置和姿态信息, 血管介入机器人的控制周期为10 ms.在计算机上运行数据采集程序, 同步采集血管介入机器人主端的输入信息和电磁跟踪系统获得的导引导丝位移和旋转信息.

图 5  实验场景图

Fig. 5  Experimental setup

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3.2   运动缩放主从控制实验

为验证血管介入手术机器人运动缩放主从控制方法的可行性和有效性, 选取三个代表性的运动缩放因子4, 1, 1/4, 分别测试血管介入机器人从端对主端的放大、等比例和缩小操作, 通过操控台的按键可以方便切换运动缩放因子的大小, 实验测试是在上述实验准备的环境下进行, 采用血管介入手术中通用的导引导丝.

在连续前送导丝操作下, 操作者手握血管介入机器人主端手柄, 按下使能开关同时推动手柄向左平移, 此时机器人从端推送导丝前进.当主端的手柄平移到左极限位置时, 需要松开使能按键, 并把手柄向右回撤.回撤完成后, 再次按下使能开关并向左平移手柄, 开始第二次前送操作.测试平移缩放因子µ分别等于4, 1, 1/4的情况下, 手柄的平移操作距离和导丝实际平移距离之间的关系.

如图 6 (a)所示, 平移缩放因子µ = 4, 虚线代表实验者操作机器人主端手柄的平移距离, 点划线是对每一时刻手柄平移距离直接乘以4, 代表机器人从端前送导丝放大4倍的理论值, 实线代表机器人从端前送导丝的实际距离.在第一次前送操作中手柄平移距离为23.29 mm, 平移距离放大4倍的理论为93.16 mm, 导丝平移实际距离为91.69 mm, 误差为1.47 mm.在第二次前送操作后, 手柄的总平移距离为51.62 mm, 导丝的实际平移距离为205.00 mm, 与4倍放大的理论值误差为1.48 mm.从图 6 (a)中可以看出, 导丝的实际平移距离与理论距离非常接近, 实现了对主端平移操作的良好放大效果.

图 6  不同比例因子下主端和导丝的平移距离

Fig. 6  The distances of the master side and the guidewire in different scaling factors

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如图 6 (b)所示, 平移缩放因子µ = 1, 机器人从端对主端平移等比例复现, 虚线表示机器人主端手柄的平移操作距离, 实线表示从端导丝的实际平移距离, 由于是1:1等比例缩放, 所以手柄平移距离就是导丝平移距离的理论值.由图 6 (b)可知, 在第一次前送时手柄平移114.70 mm, 导丝实际平移113.50 mm, 误差为1.20 mm.第二次前送操作后, 手柄总平移距离为231.80 mm, 而导丝的实际总平移距离为231.20 mm, 平移误差为0.60 mm.

如图 6 (c)所示, 平移缩放因子µ = 1/4, 第一次前送操作时手柄平移距离为139.30 mm, 机器人从端递送导丝平移距离为主端的1/4, 理论值为34.82 mm, 导丝平移实际距离为34.36 mm, 误差为0.45 mm.第二次前送操作后, 手柄总平移距离为273.60 mm, 导丝实际平移距离为67.80 mm, 与理论值误差为0.60 mm.从图 6 (c)中可以看出机器人从端对主端实现了1/4的缩放效果.

对导引导丝的旋转操作是通过旋转机器人操控台手柄末端的旋钮, 控制从端的主动轮和被动轮沿各自轴线反向运动, 从而像医生的两个手指一样灵巧地旋转导丝.在旋转操作实验中, 操作者右手握住机器人主端的操作手柄, 右手拇指和食指旋转手柄末端的旋钮, 通过操控台上的按键改变缩放因子, 实现对主端旋转操作的放大、缩小或等比例再现.如图 7 (a), 旋转缩放因子ψ = 4, 虚线代表主端手柄旋钮的旋转角度, 点划线代表导丝旋转的理论值, 是对手柄旋钮的旋转角度乘以4, 图 7 (a)中手柄旋转角度为23.38°, 导丝理论旋转角度为93.52°, 导丝实际旋转角度为94.24°, 误差为0.72°, 从端在旋转导丝旋转上对主端的操作进行了4倍放大.如图 7 (b), 旋转缩放因子ψ = 1, 手柄旋转角度为129.70°, 导丝实际旋转角度为129.30°, 误差为0.40°, 实现1:1的等比例操作.如图 7 (c), 旋转缩放因子ψ = 1/4, 此时手柄旋转角度为105.30°, 导丝旋转的理论值为26.30°, 实际旋转角度为25.85°, 误差为0.45°, 验证了机器人从端对主端操作的1/4缩放.

图 7  三维球空间内随机500个点引力加速度相对误差直方图

Fig. 7  三维球空间内随机500个点引力加速度相对误差直方图

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微创血管介入手术机器人的运动缩放因子µ和ψ的取值范围为1/8 ~ 8, 在其他运动缩放因子下, 可以得到相应倍数的运动缩放效果.由于导引导丝在主动脉阶段是处于导引导管内不会与血管壁直接接触, 因此快速的递送不会带来手术风险.当机器人主端操作手柄同时平移和旋转时, 由于从端的平移运动和旋转运动在机构是完全解耦的, 因此在平移和旋转方向上的运动缩放等价于单一的平移运动和旋转运动的组合.平移运动的误差主要来源于主动轮的圆度, 由于导丝前送或后撤的距离等于主动轮圆弧的长度, 因此主动轮的圆度误差直接影响导丝前送或回撤的精度.在导丝旋转运动上, 误差主要来源于主动轮和被动轮外层橡胶套的弹性形变.由于导丝的直径极小, 所以周长也小, 因此橡胶套在沿主被动轮轴线上的微小弹性形变都会导致导丝旋转角度的误差, 该误差在导丝旋转速度较低时比较明显.

3.3   操作时间和递送精度对比实验

为进一步研究不同运动缩放因子与介入器械递送的效率和精度之间的关系, 利用血管介入手术机器人在不同的运动缩放因子下将导丝从起始点递送至目标点, 分析不同缩放因子下递送过程的操作时间以及最终与目标点的误差大小.在实验中, 分别选择起始点A和目标点B, 如图 5所示. A点在电磁跟踪系统基坐标系中的三维坐标是(18.50, -129.20, -216.86), 导丝在A点相对基坐标系的旋转角度为(-90.73, 1.07, -0.56).目标点B相对基坐标系的三维坐标是(17.36, 156.84, -216.80), 相对基坐标系的旋转角度为(88.67, -0.76, 179.88).由于导引导丝是沿y轴前送和绕y轴逆时针旋转, 因此从起始点A到目标点B, 导引导丝的平移距离为286.04 mm, 旋转角度为180.51°.在不同的缩放因子4, 1和1/4下, 3名操作者分别将导丝从A点递送至B点, 操作过程中导丝只能往前推送和绕轴线逆时针旋转, 依靠直接的视觉反馈让导丝远端尽可能接近目标点B, 把导丝远端最后达到的位置记作B'.记录每次操作所花费的时间以及导丝最终到达点B'与目标点B在位置和角度上的误差.

如图 8所示, 每位操作者在不同缩放因子下的操作都包含操作时间、位移误差和角度误差3项实验数据.当缩放因子µ和ψ都等于4, 到达最终点B'的操作时间是最短的, 平均仅9.90 s, 但导丝的最终到达点B'在位置和角度与目标点B误差较大, 平均位置误差为3.52 mm, 平均角度误差为4.33°.当缩放因子µ和ψ都等于1, 操作时间增加但误差减小, 平均操作时间为16.47 s, 平均位置误差为0.59 mm, 平均角度误差为0.79°.当缩放因子µ和ψ都等于1/4, 操作时间进一步增加, 平均为31.70 s, 但是此时导丝的最终到达点B'与B点的位置和角度误差变得相当小, 平均位置误差为0.16 mm, 平均角度误差为0.18°.虽然导丝远端最终到达点B'和B点的误差与操作者个人的视觉判断和经验有关, 但是总体的趋势是:在一定范围内, 随着缩放因子的减小, 操作时间增加, 操作精度提高; 随着缩放因子的增大, 操作时间减小, 操作精度降低.因此, 该实验结果为不同情况下缩放因子的选择提供依据.

图 8  不同比例因子下操作时间与误差对比

Fig. 8  The comparison of time expense and error in different scaling factors

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通过对操作时间和精度的分析可知, 微创血管介入手术机器人通过运动缩放改变主从控制间的缩放因子, 能够满足血管介入手术在不同递送阶段对递送效率和递送精度的要求.若导丝前端位于主动脉内, 此时要求导丝尽快向前递送, 对递送精度的要求比较低, 则应该选取较大的缩放因子进行递送; 若导丝远端位于冠脉狭窄病变部位, 需要精细地调整导丝远端的位移和角度, 则应该选择缩小的缩放因子进行递送.

在实际的手术操作过程中, 微创介入手术机器人将辅助介入医生更好地完成手术过程.介入医生通过荧光图像作为视觉反馈以确定导引导丝等介入器械在血管内的位置.因此, 介入医生根据器械前端所处的位置判断采用何种缩放模式进行递送:当荧光图像中显示介入器械前端处于主动脉时, 采用放大的缩放因子, 以缩短主动脉中的递送时间; 当器械前端进入冠脉入口, 则将缩放因子通过操控台按键切换到等比例状态, 便于医生选择相应的血管分支; 当器械前端进入冠脉口, 则切换至缩小的缩放因子, 提高器械在狭窄冠脉中的操作分辨率.在此过程中, 介入医生通过操控台的功能按键进行不同模式的切换, 操控台的显示屏对切换结果进行确认以保证切换的有效性.

4.   结论

本文针对血管介入手术器械递送过程中的不同阶段, 提出了一种运动缩放的主从控制方法.该方法在主动脉阶段能够对医生的操作进行放大, 缩短递送时间从而减少X射线和造影剂使用量; 在冠脉入口阶段, 器械递送与医生操作为等比例复现, 便于医生选择冠脉分支; 在冠脉狭窄病变阶段, 对介入医生操作进行比例缩小, 使医生能够更加精细地操作导引导丝或导管.

实验结果表明, 在不同的运动缩放因子4、1/4和1下, 血管介入机器人的从端能够精确地对主端的操作进行放大、缩小和等比例复现.通过实验分析运动缩放对操作时间和操作精度的影响:与等比例操作相比, 在放大的缩放因子下, 操作时间减少39.9 %, 而在缩小的缩放因子下, 位置误差和角度误差分别减少72.9 %和77.1 %.因此, 在不同的情况下, 运动缩放的主从控制方法能显著缩短递送时间, 或者显著提高递送精度.在实际应用过程中, 对于放大和缩小操作均可以采用多级比例因子以满足不同情况下的要求.

在血管介入手术中, 导丝或导管在血管内受到血液的粘滞阻力以及与血管壁碰撞所产生的力, 因此感知导丝或导管末端在前送方向上的阻力对主从式血管介入机器人具有重要意义.在下一步工作中, 将开展机器人从端对导丝或导管的力检测以及机器人主端的力反馈研究, 提高主从操作透明度.此外, 目前对不同递送状态之间的切换仍然基于视觉的反馈, 在接下来的工作中需着重研究导引导丝和导管在血管内的复杂运动形态, 建立相应的动态方程描述递送和切换过程.