活体心肌力学属性的介入超声导管检测仪器设计

     活体心肌力学属性的介入超声导管检测仪器设计邓辉胜黄晶，邛昌明刘地江永红李进嵩袁侨英朱悫黄如斌蒋伟王志刚2，蔡恒辉3，郭晋峰3，王兴雒杨金耀3，郑永平41.重庆医科大学超声影像学研宄所，重庆医科大学第临床学院心内科，重庆400010；2.重庆医科大学超声影像学研究所，重庆400010；3.汕头超声仪器研究所，广东汕头515041；4.香港理工大学，中国香港摘要目的研制种检测心肌生物力学4件1的入超声硬度检测仪。可1以友记量检测活体心肌纟1病变提供力学相关资料。方法仪器由介入超声硬度检测导管生理信号单元和主机组成。检测时，在，线透视下，将导管通过犬外周动脉血管进入左心室，印压左室壁，超声检测心肌厚度形变值，压力传感器获得印压力值，根据应办应变关系，计算得到征组织硬度的参量。结果应用该仪器进行活体犬心肌硬度检测，成功获取了舒张末期左室心尖部和游离壁心肌硬度值。其值分别为40.55士4.75奶136.02±7.03出结论该仪器为直接定量检测活体心肌硬度提供了方法，可为临床判断心脏的整体和局部舒张收缩功能异常提供定量检测技术，同时，也可检测其他深部组织硬度改变。关键词方夂射学，介入性；硬度检测仪；超声检查；应力应变关系；心肌中分类号1445.1文献标识码A文章编号lX32S2006KM544基金项目国家自然科学基金资助项目303713630430230.

　　心肌硬度与心肌的功能有关，心肌硬度发生变化将影响心脏的收缩和舒张功能，心室肌被动僵硬度，加将导致舒张功能不全，进步可发展为舒张性心力衰竭， 3，0，但至今为止，尚无直接可靠的检测方法来应用于心室肌被动僵硬度测量网。本研宄借助介入技术平台，结合超声技术，获取舒张晚期心肌应办应变关系。可为舒张功能的变化提供新的检测技术，同时，也为检测体腔内其他组织硬度提供了新的方法和原型机已获国家实用新型发明专利NoZL2⑴520033252.0国家发明专利公号该仪器由部分组成，介入超声硬度检测导管生理信号单元和主机。导管前端安装有微型超声换能器和印压球囊，能同时提供印压力和检测心肌受压后的厚度变化。生理信号单元主要由心电放大器组成，采集心电信号，为印压和数据分析提供时间点。主机产生超声激励信号，并通过换能器发射和接收超声，同步显心电和压力信号，并进行数据测量分析和储存。

　　1.1.3仪器工作原理将超声硬度检测导管通过外周动脉进入左心室，借助头端的印压球囊对心室壁进行施压，同时该压力可被压力传感器实时连续记录，并建立压力时间变化曲线；同时，超声换能器发射和接收被检测心肌受压过程中回波信号，并通过肘型超声心动模式显心肌厚度变化，在，线透视下，调节导管，使印压头与被检测心肌组织垂直。触压心肌获取满意的压力和心肌形变形处停帧。根据同步心电厚度变化值，从而得到舒张末期心肌应办应变关系，计算出硬度值1.1.4介入超声硬度检测导管研制由于本检测方法属介入微创操作，故导管的设计需符合介入诊疗技术要求，本仪器导管直径为7，印压球囊和超声换能器安装于头端，尾部连接电缆及压力传感器。导管头端还固定有支撑环管和操控拉力钢丝，通过导管，与末端操作手柄相连接，便于操控导管弯1方法1.1介入超声硬度检测仪研制1.1.1介入超声硬度检测仪的理论基础本超声硬度检测仪按照心血管介入要求，运用特制的超声导管进入心腔内，在心肌舒缩活动中轻轻触压心肌，并使导管保持定的印压力，获取心肌受到的印压力及受压后产生的形变值，从而得到征心肌组织力学属性的硬度值。其理论基础是生物力学应力应变关系以及心肌拟弹性理论采用1的印压计算硬度参量方法，得到征心肌组织硬度的参量宝量反映组织硬度改变程度。

　　1.1.2仪器的基本结构曲的程度，以对不同部位心肌进行适当的印压。其整体结构2和导管头部结构3.

　　圆柱型的微型超声换能器被固定于球囊之后，外径21而，内径1.21中空为压力传输管道。微型超声换能器发射频率为510肘探测深度为25，轴向分辨力最其前端印压球囊由乳胶构成。当安装在导管上并给予1 alm时，其直径为4mm，整体形状为球形4.

　　另外，球囊印压组织时，压力波通过导管内通道传递给传感器，传感器接收到的压力时间与球囊印压组织时间有定滞后。通过采用下述的实验方法，运用球囊直接印压压力传感器5，将直接印压显的压力曲线与通过导管传导压力后显的压力曲线进行分析，标定出延时时间句，在显时给予相应时间的补偿。在该设计中，压力传感器生产后已做定标检测灵敏度为1！识8提供5激励电压时，精度为2.5叫固有频率沾心1.1.5心电放大器设计心电放大器采用全隔落通道心电前置放大电路，其标称电压增益00倍，精度误差±0.2，输入噪声5μV，共模抑噪比CMRR0dB，其采集1.1.6主机的设计主机由台国产高分辨率3超改制汕头超声仪器研究所生产CTSO⑴B，通过超声硬度检测导管米集到的超声和压力信号以及通过心电放大器采集的心电信号，种信号同步被传递给主机，经人0转换，在显屏上同步动态显。其中超声以肘型模式显。控制面板用于控制，器工作状态输入数据及资料测量和储存等7.

　　1.2应办应变值测量段的确定本研宄我们计算的是心肌心电确定收缩期和舒张期，将，波顶点到尺波顶点时间段确定为舒张末，即心房收缩期，该期心肌主动收缩结束。心肌处于被动扩张状态，可作为检测心肌被动力学特性的最佳时段，故取择尺时间段内的应力和应变值进行计算。

　　1.3硬度值的计算将心肌作为拟弹性体，采用1的硬度值计算方法，其公式如下3为硬度值；六，为压强的变化量；4为组织的形变量4为测量点组织初始厚度。由于舒张期心肌的初始厚度没有统定义，采用舒张期不同时的心肌厚度作为初始厚度，因而硬度值有定的差异，本实验将，波起点心肌厚度作为初始厚度。在采用该公式计算组织的硬度参量时，不考虑印压头的形状，印压组织的泊松比，研宄明1采用该公式计算的组织硬度值并非杨氏模量，但与标准杨氏模量公式计算的杨氏模量值之间有较强的相关性=0.8刀。当采用同批相同材质和大小的球囊进行印压检测，可较好地检测活体心肌硬度，可用硬度参量来征组织的硬度值。

　　压强变化值即应力值，应力值的具体计算方法为对心肌施压时，通过压力传感器，得到代相应压力的电压值，利用电压值与压力的线性关系。通过压力调节器后，压强与电压关300mV.为了减少误差，在压力曲线上取两点，得到压力的变化值么，即少=朽1.在相应变化的压力下，应变值为以=12可测量1型超声像得到即得到少下的应变4进步可由前述公式计算硬度参量1.4活体犬心肌硬度检测将健康杂种犬4只1015，戊巴比妥钠30mgkg静脉注射麻醉后固定，颈动脉置入9F鞘管因导管头端包被水囊后最大直径达8厂，经鞘管放入介入超声硬度检测导管，在心导管室义线透视指引下经主动脉进入左心室，然后于球囊内注入无气水，以1个大气压使球囊充盈，再通过压力调节器将球囊内压力校正为零点。透视下，分别对心尖部的心肌和左室游离壁心肌进行印压8，适当调节导管，与被检测心肌垂直，同时保持适当的印压力，冻结显最为清楚的超声像压力心电，并将像储存9，供以后分析测量其压力值和对应点的心肌厚度值。提取数据。每个部位循环印压510个心动周期，计算时取平均值。

　　2结果2.1印压不同部位左室心肌，舒张末期印压前后心肌厚度和心肌硬度值1.

　　心肌厚喷1和心肌硬设值10左室部位舒张期印压前心肌厚度印压后心肌厚度舒张末期心肌硬度心尖部游离壁2.2印压的安全性在整个印压检测过程中，动物犬均未出现严重的心律失常，但在导管移动过程中，有偶发室性早搏出现，整个检测过程类似于射频消融，其检测过程安全。检测完成后，行印压部位的心内膜检测，未组织的损伤3讨论采用印压方法检测活体生物组织的力学特性，是常用的组织硬度检测方法，国内外采用该方法对动物和人体多部位组织进行硬度的检测，并取得了征组织力学特性的硬度参量等。由于检测活体心肌硬度的困难性，直未能找到种直接检测心肌硬度的方法，本研宄通过导管印压技术来获取应办应变参数来检测硬度，经动物实验，能获得活体心肌硬度的检测，如呼吸系统消化系统和泌尿生殖系统等深部组织器官的硬度检测。

　　我们获取的硬度为舒张末期心肌硬度，该硬度值与其他组织硬度值的获取有定的不同，因心脏具有主动的周期性运动，只有选取舒张末期，该期心脏主动收缩结束，现为被动扩张，即，尺段的应办应变值才能明心肌的被动力学特性。

　　我们实际计算心肌硬度值不是杨氏模量，而是相对硬度值，但计算时也进行了定的假设，如心肌具有粘弹性，计算时将舒张末期心肌视为弹性体；印压球囊与心内膜的摩擦力被忽略，印压左心室心内膜有许多较细的肉柱，但在实际印压部位计算时均假设为平面，虽然与实际情况有定差异，但对活体心肌硬度检测目前是较可行的方法。另外，该系统也存在些不足，如需进步提高硬件性能和改进软件的自动化计算。