用于微創(chuàng)手術(shù)的觸覺傳感器（二）

微創(chuàng)手術(shù)已成為醫(yī)學(xué)領(lǐng)域最重要的進展之一。在這種方法中，外科醫(yī)生通過患者皮膚上的一個小切口，將專門設(shè)計的器械插入體腔、腹部、靜脈或動脈，并對器官進行手術(shù)。由于間接接觸器官，外科醫(yī)生失去了他們的自然觸覺感知，這是微創(chuàng)手術(shù)主要的局限。觸覺感知的損失削弱了外科醫(yī)生區(qū)分組織和操作的能力，因此，研究人員提出了不同的觸覺傳感器。在過去的十年中，針對微創(chuàng)手術(shù)MIS/機器人輔助微創(chuàng)手術(shù)RMIS應(yīng)用開發(fā)并研究了許多觸覺傳感器。雖然它們大多是研究原型，但也有一些被商業(yè)化了。在選擇傳感原理時，必須認(rèn)真考慮應(yīng)用因素。研究人員必須首先定義傳感器的應(yīng)用需求，然后才能采用傳感原理并在此基礎(chǔ)上開發(fā)傳感器。MIS 和RMIS觸覺傳感器最常用的傳感原理是基于電氣的傳感器[6]，[11]。這些觸覺傳感器進一步分為壓阻型、壓電型和電容型傳感器。

1、壓阻觸覺傳感器

在早期的研究中，Tanimoto等人提出了一種用于血管內(nèi)神經(jīng)外科的微壓阻式傳感器，來測量直徑為1.65毫米的導(dǎo)管與血管之間的相互作用力。這是世界上首次在犬類動物模型中評估了他們的觸覺傳感器。該傳感器由硅膜片上的一套壓電應(yīng)變儀組成。如果施加壓力，硅膜片會發(fā)生偏轉(zhuǎn)，應(yīng)變儀的電阻也會發(fā)生變化。他們對健康循環(huán)中血壓引起的力的范圍進行驗證，即60-130毫米汞柱。他們的傳感器能夠以超過2千赫茲的頻率測量，并成功地捕捉到血壓的波動。

類似地，Dargahi和Najarian[1]在一個定制設(shè)計的內(nèi)窺鏡手術(shù)鉗的背面安裝了兩個微型應(yīng)變傳感器。圖1(a)所示為兩種不同類型的抓取器及其相關(guān)的電子反饋系統(tǒng)。施加在手術(shù)鉗上的力的大小顯示在發(fā)光二極管(LED)顯示屏上(圖1(b))。他們的力傳感器在0.5到10N的范圍內(nèi)以0.5 N的精度線性工作。該傳感器靈敏度高，測量范圍廣，適用于內(nèi)窺鏡手術(shù)。由于內(nèi)窺鏡手術(shù)鉗要在存在液體的人體中安全地工作，他們用硅橡膠包裹并密封了觸覺傳感器。

King等人[2]在達芬奇系統(tǒng)的手術(shù)工具上集成了FlexiForceTM壓阻力傳感器，并將抓取力傳遞給外科醫(yī)生。他們的研究表明，在機器人手術(shù)過程中，力反饋可以顯著降低抓取力，從而提高手術(shù)安全性。

雖然壓阻式觸覺傳感器具有測量的高動態(tài)范圍、高空間分辨率、簡單的制造工藝和耐久性，但其主要限制是遲滯[3]。除非進行補償，否則遲滯會降低觸覺傳感器的靈敏度和可重復(fù)性，從而降低系統(tǒng)的可靠性[3]。將壓敏電阻嵌入到靈活的自恢復(fù)結(jié)構(gòu)中是一個選擇[4]。然而，由于這種結(jié)構(gòu)的粘彈性，可能會發(fā)生次級遲滯。另一種可能是通過適當(dāng)?shù)姆蔷�性校準(zhǔn)[5]來補償遲滯。

2、壓電式觸覺傳感器

在過去的十年里，已經(jīng)基于壓電原理提出了許多觸覺傳感器。例如，Elkund等[6]開發(fā)了一種用于測量外科導(dǎo)管尖端組織硬度的壓電觸覺傳感器。他們的傳感器在硅和人類前列腺模型中都進行了測試。它原本是用來診斷前列腺癌的。在此基礎(chǔ)上，Sokhanvar等[7]提出了基于壓電傳感器在微創(chuàng)內(nèi)鏡器械中的應(yīng)用。他們利用微機電系統(tǒng)(MEMS)技術(shù)制造了一種用于MIS抓握器的微型觸覺傳感器。為了得到一個靈敏的線性系統(tǒng)，他們用PVDF薄膜作為傳感器來測量被抓取物體的力、力位置和柔軟度。要估計物體的相對柔軟度，至少需要兩個獨立的傳感器來量化施加在物體上的力及其總偏轉(zhuǎn)。圖2(a)給出了在[7]中提出的傳感器結(jié)構(gòu)的橫截面。此外，圖2(b)和(c)分別顯示了在抓取過程中施加的力作用下的單個傳感器單元，以及傳感器在抓握器上的示意圖。當(dāng)物體被抓住時，中間的PVDF薄膜會變形并改變傳感器的電壓。電壓是相對于物體的柔軟度進行校準(zhǔn)的。同時，支座1上的PVDF會顯示出抓握組織時的抓握力，支座2用來確定點載荷的位置。為了驗證傳感器的性能，他們首先選取了4個具有已知硬度計的材料樣品，計算了其壓縮楊氏模量，楊氏模量在50 - 280kPa之間，硬度為6MPa。事實上，每種材料都是人體組織的代表。由于他們的傳感器在材料區(qū)分和接觸點檢測方面的良好結(jié)果，他們假設(shè)在陣列結(jié)構(gòu)中使用傳感器。然而，由于壓電傳感元件內(nèi)部電壓的固有衰減，他們的傳感器不能滿足靜態(tài)負(fù)載條件的用例要求，例如在持續(xù)抓取組織的情況下。

在類似的研究中，Chuang等人制作了一種微型壓電觸覺傳感器，用于在內(nèi)窺鏡手術(shù)中檢測粘膜下腫瘤。傳感器由PVDF傳感膜制成，硬銅球和聚二甲基硅氧烷(PDMS)軟外包裝組成，如圖3(a)所示。由于這兩種材料的硬度不同，在外力作用下會產(chǎn)生不同的變形。因此，當(dāng)傳感器接觸到物體時，兩個元件下的壓電薄膜會產(chǎn)生不同的電壓。這兩個電壓輸出的比值被用來校準(zhǔn)測試對象的彈性。該傳感器可以集成在內(nèi)窺鏡上，從健康組織中識別隱藏的腫瘤。他們的研究結(jié)果表明，將傳感內(nèi)窺鏡作為一種診斷設(shè)備，用于更快、更精確的治療是可行的。圖3(b)所示為配備該觸覺傳感器的內(nèi)窺鏡。他們提出了基于串聯(lián)彈簧模型和壓電元件輸出電壓變化的分析模型。為了驗證傳感器的性能，他們將5個不同的已知彈性模量的彈性體分別注射到豬胃黏膜下層正常組織中。圖3(c)顯示豬胃粘膜下層有一個人工腫瘤。該傳感器能夠估算出樣品在1.01 ~ 3.51 MPa之間的彈性模量。他們的結(jié)果驗證了他們的假設(shè)，與理論預(yù)測高度吻合。

在[8]中傳感器采用了增材制造技術(shù)，一種精確而低成本的制造工藝。一個壓電缸被用作力傳感器，連接到細(xì)針。他們對壓電元件受機械力作用產(chǎn)生的電流進行了實時記錄。壓電傳感器內(nèi)嵌針的原理圖及其實驗圖如圖4(a)所示。為了校準(zhǔn)他們的感應(yīng)針，他們在一系列已知硬度的生物材料上進行了測試。此外，他們還對一系列提取的豬腎進行了體外實驗，將插入樣本時的力數(shù)據(jù)記錄下來，以表征組織剛度，如圖4(b)所示。為了評估傳感器的性能，對不同的惡性甲狀腺腫瘤患者的甲狀腺樣本進行了檢測，并將其與正常的甲狀腺組織進行對比。結(jié)果顯示，正常組織的硬度為0.06±0.02 mN/mm，而惡性組織的硬度從0.02±0.00到0.41±0.03 mN/mm不等。

壓電式觸覺傳感器具有較高的靈敏度和準(zhǔn)確性。此外，PVDF薄膜傳感器具有較強的線性度和較高的響應(yīng)頻率。然而，壓電傳感器不能檢測靜態(tài)負(fù)載，這是它們在外科應(yīng)用中的主要限制。而且，壓電傳感器是熱敏感的，這意味著他們的特征方程會隨溫度的變化而變化。在外科手術(shù)中，傳感器暴露在不同的溫度下，即從18- 20°C(手術(shù)室溫度)到37°C(核心體溫)。因此，熱敏性也阻礙了其在MIS和RMIS中的應(yīng)用。

3、電容式觸覺傳感器

最近，Kim等人提出了一種新型感應(yīng)手術(shù)鉗，兩個鉗口有兩個緊湊的小型電容式傳感器。在外科手術(shù)過程中，鉗子會由于俯仰、偏航和滑動而承受三個方向的三個操縱力。旋轉(zhuǎn)扭矩和抓握力分別通過滾動和抓握運動施加到鉗子上[9]。除此之外，其他表面還被外科醫(yī)生用來觸診組織以移動或檢查組織狀況。為此，兩個三軸力傳感器設(shè)計安裝在鉗子的兩個鉗口，為外科醫(yī)生提供所有的力和扭矩信息。每個力傳感器由三個垂直平行的電容單元、一個可移動可傳遞力的接地板和一個三角形的基板組成。圖5(a)為每個三自由度傳感器在負(fù)載下的結(jié)構(gòu)示意圖。所述感應(yīng)鉗的三維設(shè)計和所述加工工藝制造的原型分別如圖5(b)和圖5(c)所示。利用精確的移動平臺和一個預(yù)先校準(zhǔn)的ATI-nano17力傳感器，他們將他們的六自由度傳感器校準(zhǔn)為六自由度外力和抓握器上的扭矩。

電容式觸覺傳感器通常是高度敏感和精確的。通常，這種傳感器的力范圍為0-20 N，電容小于1pF。此外，與MEMS技術(shù)相對容易集成、設(shè)計有更薄的介電層、具有較高的分辨率和溫度獨立性是其顯著優(yōu)勢。這些優(yōu)點使電容式觸覺傳感器成為外科觸覺傳感器的良好選擇[10]。另一方面，遲滯和串?dāng)_影響了可重復(fù)性，限制了電容式傳感器在高精度應(yīng)用中的使用。此外，電磁對神經(jīng)或心臟活動的干擾也限制了電容式傳感器在心臟和腦外科手術(shù)的使用。