一种食管下括约肌压力检测装置的制作方法

本发明设计一种用于动物实验的食管下括约肌压力检测装置，属于生物医学和电子科学的交叉领域。

背景技术：

食管下括约肌(loweresophagealsphincter，les)是位于胃食管连接部特殊增厚的环形肌，正常情况下，保持持续收缩状态，在食管胃连接部形成高压带，构成人体内生理性抗反流屏障。当食管下括约肌功能失调时，就会引发胃内容物反流入食管，引起不适症状和(或)并发症，这就是胃食管反流病(gastroesophagealrefluxdisease,gerd)发生的主因。gerd是全世界最常见的消化道疾病之一，而且在人群中发病率高，严重影响患者的生活质量，还会对病人及其家庭造成经济和社会负担。

目前gerd的治疗手段主要是药物治疗和手术治疗。此外还有工程学方法，如：美国torax公司研制的磁性括约肌扩张(magneticsphincteraugmentation，msa)装置；荷兰endostim公司研发的les刺激器。同时，人们还在寻求更好的治疗方法。在这些方法的前期研究过程中必然会进行大量的动物实验。食管下括约肌压力的大小及变化是很多胃食管反流病治疗方法疗效检查的主要手段。

目前临床上医生主要使用水灌注导管测压法和固态导管测压法来检测患者的食管下括约肌的压力。但是当用于前期科研的动物实验中，两者均有其缺点：前者需要昂贵的气动液压灌注泵、经验丰富的装置维护人员、并且由于测压过程中蒸馏水持续灌注入到胃内，不适合长时间监测食管下括约肌压力；后者固态导管花费昂贵($6000-10000/根)且容易损坏，同时仪器较为庞大，不便于移动。

技术实现要素：

发明目的：针对上述技术的不足，本发明提出了一种用于动物实验或临床的食管下括约肌压力检测装置。

技术方案：一种食管下括约肌压力检测装置，包括微气囊传感模块、压力检测记录模块及自动牵拉模块；所述微气囊传感模块包括微气囊、导管、针筒和三通管，针筒连接三通管的第一端口，微气囊通过导管连接三通管的第二端口；所述针筒用于通过三通管向微气囊内注入气体；所述微气囊注入气体后，气囊内压力为7-15kpa，气囊最大直径处的直径大于等于食管下括约肌的直径0～1mm，气囊长度大于食管下括约肌长度并小于两倍食管下括约肌长度；所述压力检测记录模块连接所述三通管的第三端口，用于检测并记载所述微气囊内的压力变化；所述自动牵拉模块用于在控制信号的作用下对连接所述微气囊的导管进行自动牵拉。

进一步的，所述微气囊为由弹性材料制成的椭圆型结构。

进一步的，所述三通管为带阀门三通管。

进一步的，所述微气囊采用尼龙12制备，表面附着生物相容材料。

进一步的，所述压力检测记录模块包括压力传感器、微控制器、pc电脑端；所述压力传感器连接所述三通管的第三端口，所述微控制器用于读取压力信号并向pc电脑端发送压力信号，pc电脑端存储并显示压力信号。

进一步的，所述导管为聚氨酯制备。

进一步的，所述压力传感器采用带导嘴的外形封装，导嘴通过导管连接所述三通管的第三端口。

进一步的，所述自动牵拉模块包括微控制器、功率驱动单元、步进电机、直线导轨滑台；所述微控制器、功率驱动单元、步进电机依次连接，所述直线导轨滑台包括导轨和滑块，所述滑块上设有固定座，所述导管固定在所述固定座上。

有益效果：1.本发明采用微气囊传感方法，通过将食管下括约肌的压力变化通过施加在微气囊上转化为腔体压力变化，再传输至体外压力传感器。避免了将电子元件置于体内，不需考虑生物相容性及压力传感器大小的问题。

2.本发明与市场上的水灌注导管测压系统与固态导管测压系统相比，整体装置具有体积小、便于移动转移和成本低的优点，更适用于动物实验或临床用。

3.本发明设计采用自动牵拉模块，可代替传统的手动牵拉方法，从而避免人工手动牵拉引起的抖动和大量实验时引起的手部疲劳的影响。

附图说明

图1是本发明系统的结构框图；

图2是本发明压力检测记录模块的结构框图；

图3是本发明自动牵拉模块结构框图。

图4是本发明直线导轨滑台的结构示意图；

图5是本发明直线导轨滑台的俯视图。

具体实施方式

下面结合附图对本发明做更进一步的解释。

如图1所示，一种食管下括约肌压力检测装置，包括微气囊传感模块、压力检测记录模块及自动牵拉模块。

微气囊传感模块包含微气囊101、导管102、针筒103和三通管104。针筒103连接三通管104的第一端口，针筒103用于通过三通管104向微气囊101内注入气体。微气囊101通过导管102连接三通管104的第二端口，导管102为聚氨酯制备，并对接口使用具有生物相容性的硅橡胶进行密封。

如图2所示，压力检测记录模块包括压力传感器111、微控制器112、pc电脑端113和电源管理模块114。压力传感器111用于感应微气囊101内压力的变化，压力传感器111通过导管连接三通管104的第三端口，选用的是美国meas的ms5805-02ba01，其带导嘴的封装方便与导管连接密封。微控制器112选择型号为stm32f103zet6，是整个装置的控制核心。pc电脑端113接收微控制器112串口传输的数据进行计算、处理、存储和显示。pc电脑端113通过usb线为电源管理模块114提供5v电压，选择低压差线性稳压电源芯片ams1117-3.3作为电源管理模块114，将5v电压转换为微控制器112和压力传感器111所需的3.3v工作电压。

如图3所示，自动牵拉模块用于在控制信号的作用下对连接微气囊101的导管102进行自动牵拉，减少临床操作员的手部疲劳。如图4、5所示，自动牵拉模块包括微控制器、功率驱动单元121、步进电机122、直线导轨滑台123。微控制器、功率驱动单元121、步进电机122依次连接。直线导轨滑台123包括导轨1232和滑块1233，滑块1233上设有固定座1231，导管102固定在固定座1231上。直线导轨滑台123与步进电机122的转子连接，步进电机122转子的圆周运动通过丝杆1232带动滑块1233直线运动。通过固定旋钮1234固定在固定座1231中的导管102被滑块1233带动做直线牵拉运动。连接微控制器的按键124用于控制步进电机运行的开关。

本实施例中，自动牵拉模块与压力检测记录模块公用微控制器112，微控制器112的定时器产生pwm脉冲信号，其gpio口控制步进电机122转动的方向和锁定，通过控制脉冲个数、频率可以控制步进电机122转动的角位移量和速度。同时，微控制器112可将步进电机122转动的角位移信息通过串口传输至pc电脑端113显示。功率驱动单元121选择的是基于东芝tb67s109a芯片的tb6600步进电机专用驱动器，脉冲信号通过功率驱动单元121进行细分后，使得一个脉冲信号引起的步进电机122角位移更小，步行电机122运行更平稳。

检测时需要将微气囊101置于胃内，微气囊101为由弹性材料制成的椭圆型结构，本实施例微气囊101采用尼龙12制备，表面附着生物相容材料。针筒103通过三通管104向微气囊101内注入固定量的空气，气体量大小通过针筒刻度控制，或通过自动注射泵控制。三通管104为带阀门三通管，气体注入完成后，旋转三通管104的阀门来断开与针筒103的连接。注入气体后气囊内压力控制为7-15kpa，气囊最大直径处的直径大于等于食管下括约肌的直径0～1mm，气囊长度大于食管下括约肌长度并小于两倍食管下括约肌长度。

在实验中，测量的是兔子的食管下括约肌压力，注入气体后，微气囊103直径与食管下括约肌的直径相近或稍大一点，而兔子的食管下括约肌的直径约为5-6mm，则注入气体后，微气囊的直径应为5-7mm；长度应大于食管下括约肌长度，如此便能在测量压力时使食管下括约肌不滑出测压区域，如兔的食管下括约肌长度为20-25mm，则微气囊的长度应至少大于25mm，同时也不应过长，小于2倍的食管下括约肌长度，即小于50mm。

在微控制器112的作用下，自动牵拉模块使用临床上食管下括约肌静息压测压-定点牵拉法，使微气囊101缓慢匀速的通过食管下括约肌。具体的，使用定点牵拉法以每15s向外牵拉测压导管0.5-1.0cm的速度通过食管下括约肌部分。食管下括约肌压力施加于微气囊101表面使得腔体内气压发生变化，变化的压力通过导管传输至外部压力传感器111。压力传感器111感应到微气囊腔内的压力变化，微控制器112通过i²c通信接口读取压力传感器111检测的压力数据，并通过定时器产生的定时信号，以固定频率将数据发送到pc电脑端113。pc电脑端113使用labview软件编写的显示记录界面，使用labview软件中的visa读取vi读取微控制器112串口发送的数据，使用波特图表vi显示读取到的数据，使用写入带分隔符电子表格vi将显示的压力数值和此时的时间值存储为txt格式文本。

本发明装置用于食管下括约肌的压力检测，但同样对肛门括约肌压力检测系统设计也具有重要的借鉴意义。

以上所述仅是本发明的优选实施方式，应当指出，对于本技术领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明原理的前提下，还可以做出若干改进和润饰，这些改进和润饰也应视为本发明的保护范围。