医疗装置及其医疗导管的制作方法

本发明涉及医疗导管技术领域，特别是涉及一种医疗装置及其医疗导管。

背景技术：

在进行介入手术过程中，通常用到管件进行相关操作。例如，利用输送鞘管建立输送通道，将介入器械沿输送鞘管推送至病变位置。由于输送鞘管要进入体内采用搭建输送通道，在输送鞘管进入体内时，必须要掌握好力度，避免造成损伤。

然而，目前在检测输送鞘管的受力及形变情况上，还存在一些问题。例如，公开号cn201520229910.7公开的一种具有实时压力检测及吸附能力的输尿管导入鞘，该导入鞘是建立压力感应通道，通过压力感应接头链接外部压力感应器来测量导入鞘末端的压力，但由于压力感应通道安装在导入鞘侧面，占用了输送鞘管内部的空间，不利于输送鞘管内部布置其他功能导管。再例如，公开号cn201420301029.9公开的一种可测压力的医用导管头端，通过根据受力变化发生形变的变形体和设于变形体上的多个应变传感器来测量导管头段的受力情况。该导管只能测量头端的受力情况，不能进行导管其他部位的测量。

技术实现要素：

基于此，本发明提供一种能够适应较大幅面的受力或形变检测且结构小巧的医疗导管以及包括该医疗导管的医疗装置。

一种医疗导管，包括导管本体以及设于所述导管本体的电阻应变材料层，所述电阻应变材料层贴附于所述导管本体的表面或埋设于所述导管本体内；所述电阻应变材料层能够随所述导管本体弯曲或扭转而发生形变。

在其中一个实施例中，所述电阻应变材料层包括导电材料制成的呈丝状、箔状或薄膜状的金属导电体。

在其中一个实施例中，所述金属导电体粘接于所述导管本体，或者，所述金属导电体热熔、喷涂或焊接于所述导管本体，或者，所述金属导电体蚀刻成型于所述导管本体。

在其中一个实施例中，所述金属导电体呈方波状或正弦波状弯折设置。

在其中一个实施例中，所述金属导电体的数量为多个，多个所述金属导电体相互平行，或者，多个所述金属导电体以对称面对称地分布于所述导管本体，所述导管本体的轴线位于所述对称面上。

在其中一个实施例中，所述金属导电体的数量为多个，相邻的金属导电体以过所述导管本体的轴线的几何平面作为对称面对称地设置。

在其中一个实施例中，所述金属导电体呈网状设置，或者，所述金属导电体的数量为多个，多个所述金属导电体编织成网状结构，所述网状结构设于所述导管本体，以形成所述电阻应变材料层。

在其中一个实施例中，所述导管本体由第一丝状体编织成的网管状结构，所述电阻应变材料层由第二丝状体编织而成，且所述第二丝状体呈螺旋状混编于所述网管状结构中，其中，所述第一丝状体与所述第二丝状体绝缘设置，所述第二丝状体采用导电材料制成。

在其中一个实施例中，所述第一丝状体为绝缘材料，或者，所述第一丝状体或第二丝状体的表面镀有绝缘膜。

在其中一个实施例中，所述第二丝状体的数量为多根，多根所述第二丝状体平行设置。

在其中一个实施例中，所述电阻应变材料层包括由两根所述第二丝状体交织形成的网单元，且构成所述网单元的其中一根所述第二丝状体以第一方向呈螺旋状混编于所述网管状结构中，构成所述网单元的其中另一根所述第二丝状体以第二方向呈混编于所述网管状结构中，所述第一方向与所述第二方向为相反方向。

在其中一个实施例中，所述网单元为多组，多组网单元在沿所述导管本体的轴线方向间隔设置。

在其中一个实施例中，所述电阻应变材料层具有若干测试点，所述测试点外露于所述导管本体的表面。

本发明的另一个面提供了一种医疗装置，该医疗装置包括上述的医疗导管。

本发明提供了医疗装置及其医疗导管，该医疗导管包括导管本体以及设于导管本体的电阻应变材料层，电阻应变材料层贴附于导管本体的表面或埋设于导管本体内；电阻应变材料层能够随导管本体弯曲或扭转而发生形变，从而随着医疗导管受力变化，电阻应变材料层的应变也将随之改变。而通过电阻应变材料层的电阻检测，可以获知相应的应变，进而获得导管本体的受力情况。此外，由于电阻应变材料层贴附于外表面或埋设于导管本体内，其结构小巧，能够适应大幅面电阻应变材料层设置，以进行较大幅面的受力或形变检测。

附图说明

为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他实施例的附图。

图1为一实施方式的医疗导管的剖面结构示意图；

图2为另一实施方式的医疗导管的剖面结构示意图；

图3为一实施方式的医疗导管中，形成电阻应变材料层的金属导电体的结构形态示意图；

图4为另一实施方式的医疗导管中，形成电阻应变材料层的金属导电体的结构形态示意图，图中示出了多个金属导电体的排布方式；

图5为图4示出的医疗导管在进行弯曲测试时，多个金属导电体受力应变示意图；

图6为另一实施方式的医疗导管中，形成电阻应变材料层的金属导电体的结构形态示意图；

图7为又一实施方式的医疗导管中，形成电阻应变材料层的金属导电体的结构形态分布示意图；

图8为另一实施例中的医疗导管结构示意图；

图9为另一实施方式的医疗导管的结构示意图；

图10为又一实施方式的医疗导管中，形成电阻应变材料层的第二丝状体形成网单元结构示意图；

图11为再一实施方式的医疗导管中，形成电阻应变材料层的多组网单元结构示意图；

图12为一实施例的医疗导管中，对电阻应变材料层进行测试时一实施方式示意图；

图13为一实施例的医疗导管中，对电阻应变材料层进行测试时另一实施方式示意图；

图14为一实施例的医疗导管中，对电阻应变材料层进行测试时又一实施方式示意图；

图15为一实施例的医疗导管中，对电阻应变材料层进行测试时再一实施方式示意图；

图16为一实施例的医疗导管中，对电阻应变材料层进行测试时另一实施方式示意图；

图17为一实施例的医疗导管中，对电阻应变材料层进行测试时再一实施方式示意图。

具体实施方式

为了便于理解本发明，下面将参照相关附图对本发明进行更全面的描述。附图中给出了本发明的较佳实施方式。但是，本发明可以以许多不同的形式来实现，并不限于本文所描述的实施方式。相反地，提供这些实施方式的目的是使对本发明的公开内容理解的更加透彻全面。

需要说明的是，当元件被称为“固定于”另一个元件，它可以直接在另一个元件上或者也可以存在居中的元件。当一个元件被认为是“连接”另一个元件，它可以是直接连接到另一个元件或者可能同时存在居中元件，所述“连接”也包括可拆卸的连接。本文所使用的术语“内”、“外”、“左”、“右”以及类似的表述只是为了说明的目的，并不表示是唯一的实施方式。

一实施例中的一种医疗导管，适用于医疗装置中，构建介入医疗器械传输的通道。其中，介入医疗器械可以是血管支架或其他可以植入人体胆道、食道、尿道等管腔内的医疗器械。

参阅图1所示，医疗导管10包括导管本体11以及设于导管本体11的电阻应变材料层12。电阻应变材料层12设于导管本体11，确切是的说，电阻应变材料层12可以是贴附于导管本体11的表面，也可以埋设于导管本体11内。电阻应变材料层12能够随导管本体11弯曲或扭转而发生形变。

需要说明的是，导管本体11作为管状结构，可以是中空管状结构，也可以是实心管状结构。

其中，在导管本体11呈中空管状时，导管本体11可以是镂空结构，也可以是网状结构，在此不作限定。

导管本体11在实心管状结构形态下，具有相背设置的内表面11a和外表面11b。此时，电阻应变材料层12可以是贴附于内表面11a，也可以是贴附于外表面11b，当然电阻应变材料层12也可以埋设在导管本体11内。例如，如图1示出的医疗导管10中，电阻应变材料层12贴附于导管本体11的外表面11b。再例如，如图2示出的医疗导管10中，电阻应变材料层12埋设于导管本体11内。需要说明的是，电阻应变材料埋设方式可以是在加工医疗导管10时，导管本体11形成内层结构111和外层结构112，利用内层结构111和外层结构112将电阻应变材料夹设在两者之间，从而实现将电阻应变材料层12埋设于导管本体11内。此外，电阻应变材料层12还可以是通过与导管本体11交融于一体的方式被埋设在导管本体11内，例如，在导管本体11采用编织结构时，可以利用编织的方式将形成电阻应变材料层12的材料编织于导管本体11的编制结构，下文将有具体介绍，这里不作详细赘述。

下面将以测试医疗导管10的张力为例对医疗导管10的力学检测原理加以说明。

由于电阻应变材料层12能够随导管本体11发生形变，也就是说，两者所形成的医疗导管10是具有一定拉伸模量。通过对医疗导管10进行物理力学测试，可以获得对应的拉伸膜量，反之，在对医疗导管10进行拉伸时，医疗导管10的应变与拉伸模量的乘积便是医疗导管10收到的张力，而医疗导管10的应变是与电阻应变材料所产生的应变一致，从而利用电学测试手段获知电阻应变材料受应变产生的电阻值变化，得知相应的应变，从而最终获知医疗导管10的张力。

此外，还可以通过下面这种方式对医疗导管10进行张力测量。具体地，直接在医疗导管10上施加不同的张力，分别测量对应张力下的电阻应变材料层12的电阻值，由多组测量数据得到电阻值与医疗导管10的张力之间的换算公式，这样，在需要检测医疗导管10的张力时，只需要测量电阻应变材料层12的电阻值，根据换算公式就可以获知医疗导管10的张力。

同理，如果需要检测医疗导管10的扭矩时，也可以通过给导管施加不同的扭矩记录扭矩应变片的电阻值的方式，提取相应的换算公式。从而，在医疗导管10使用过程中，进行扭矩监测时，可以通过监测电阻值获得医疗导管10的扭矩。

需要说明的是，电阻应变材料层12的电阻值除了与材料的性质有关之外，还电阻应变材料层12的结构有关。以片状结构的电阻应变片构成电阻应变材料层12为例，其电阻值与电阻应变片的长度、横截面积等因素有关。当电阻应变片随导管本体11受力变形时，电阻应变片的长度和横截面积也随着导管本体11一起变化，进而发生电阻变化，具有以下公式：

dr/r＝ks*ε

其中，ks为材料的灵敏系数，其物理意义是单位应变的电阻变化率，标志着该类电阻应变片效应显著与否。ε为测点处应变，为无量纲的量，但习惯上仍给以单位微应变，常用符号με表示。此外，ε是可以用电阻应变计测量获得。

由此可知，电阻应变片在产生应变效应时，应变ε与电阻变化率dr/r成线性关系，也就是说，由电阻的变化率可以获知应变ε。

在本实施例的医疗导管10中，由于医疗导管10受外力影响时，电阻应变材料层12与导管本体11一起发生变形，随着医疗导管10受力变化，电阻应变材料层12的应变也将随之改变。而通过电阻应变材料层12的电阻检测，可以获知相应的应变，进而获得导管本体11的受力情况。此外，该实施方式的医疗导管10中，电阻应变材料层12贴附于导管本体11的表面或埋设于导管本体11内，其结构小巧，能够适应大幅面电阻应变材料层12设置，以进行较大幅面的受力或形变检测。从而使得利用该医疗导管10的医疗装置在输送医疗器械时，及时测得的医疗导管10受力情况，能够作为参考，以便掌握合适操作力度，避免损失植入处的血管壁或组织。

结合图3所示，电阻应变材料层12包括导电材料制成的呈丝状、箔状或薄膜状的金属导电体121。

金属导电体121粘接于导管本体11，或者，金属导电体121热熔、喷涂或焊接于导管本体11，或者，金属导电体121蚀刻成型于导管本体11。

金属导电体121呈方波状弯折设置，利用弯折设置的方式使得金属导电体121能够具有较好的伸缩性能，以更好地适应随导管本体11发生变形，避免变形能力受限而限制医疗导管10的变形，或金属导电体121变形能力差容易受损而影响应力检测。在其他实施方式中，金属导电体121也可以呈正弦波状设置。

结合图4所示，金属导电体121的数量为多个，多个金属导电体121相互平行。从而在医疗导管10弯曲时，可以通过多个金属导电体121测得的电阻获得不同位置的张力，进而通过弯曲方向相对两侧的张力差获知医疗导管10的弯矩和弯曲角度。

结合图5所示，在医疗导管10受到弯折力f-f＇时，位于上方的金属导电体121受到由中部朝两端向外拉伸的拉力f1，位于下方的金属导电体121受到由两端向内挤压的压力f2，从而根据拉力f1和压力f2形成的张力差得到当前医疗导管10的弯曲程度或弯矩大小。

结合图6所示，在一些实施方式中，多个金属导电体121以对称面对称地分布于导管本体11，导管本体11的轴线10a位于对称面上。利用这种对称设置的方式，可以使得电阻应变材料层12所形成的图案较为规则，在医疗导管10上的各处变形能力上相当，以便发生变形时，受相同应力影响所产生的应变差异小，从而便于统一医疗导管10各处的受力衡量标准，不会因局部的电阻应变材料层12的应力不同而需要通过特殊的换算标准，降低医疗导管10的受力检测难度。

结合图7所示，在一些实施方式中，金属导电体121的数量为多个，相邻的金属导电体121以过导管本体11的轴线10a的几何平面作为对称面对称地设置。具体地，为了便于描述，图7示出的医疗导管10中，以过导管本体11的轴线10a的两个不同平面分别建立虚拟对称面，具体为第一对称面s1和第二对称面s2。其中，金属导电体121a和金属导电体121b以第一对称面s1对称地设置，金属导电体121c和金属导电体121d以第二对称面s2对称地设置。

金属导电体121还可以是构成其它结构形式。例如，在一些实施方式中，金属导电体121呈网状设置。具体地，金属导电体121的数量为多个，多个金属导电体121编织成网状结构，网状结构设于导管本体11，以形成电阻应变材料层12。需要说明的是，可以利用多个金属导电体121先编织成网状结构，再将网状结构覆设于导管本体11上，以形成医疗导管10。也可以是，在加工医疗导管10的过程中，将多个金属导电体121覆设或埋设的方式设置在导管本体11，构成网状结构。

结合图8所示，本发明提供了医疗导管20的另一种实施例，医疗导管20也是包括导管本体21以及设于导管本体21的电阻应变材料层22。电阻应变材料层22设于导管本体21，且电阻应变材料层22能够随导管本体21弯曲或扭转而发生形变。与上述实施例相比，不同的是，导管本体21由第一丝状体(图中未示出)编织成的网管状结构。电阻应变材料层22由第二丝状体221编织而成，且第二丝状体221呈混编于网管状结构中，其中，第一丝状体与第二丝状体221绝缘设置，第二丝状体221采用导电材料制成。第二丝状体221可以呈螺旋状混编于网管状结构，也可以呈直线段、z字形或其他方式混编于网管状结构中。

在一些实施方式中，第一丝状体为绝缘材料，从而由第一丝状体编织形成的导管本体21与第二丝状体221之间没有电流，以便对第二丝状体221形成的电阻应变材料层22进行检测时，电阻应变材料层22能够精确反应出电阻应变材料层22的应变，以提高医疗导管20的受力检测精度。

在另一些实施方式中，第一丝状体或第二丝状体221的表面镀有绝缘膜，这样，即使第一丝状体可以通电，或者说导管本体21是可导电的材料制成，利用绝缘膜也能够实现第二丝状体221的电阻应变测量不受干涉，提高医疗导管20的受力检测精度。

在一些实施方式中，第二丝状体221的数量为多根，多根第二丝状体221平行设置。为了清晰呈现多根第二丝状体221在导管本体21的平行设置形式。

结合图9所示，图9中示意性的示出了3根线径粗细不同的第二丝状体，具体为第二丝状体221a、第二丝状体221b和第二丝状体221c。需要说明的是，第二丝状体221a、第二丝状体221b和第二丝状体221c线径的粗细只是为了清晰呈现三者之间平行设置的结构形式，实际上，多根第二丝状体221的线径可以是相等，也可以不等，在此不作限定。

结合图10所示，电阻应变材料层22包括由两根第二丝状体221交织形成的网单元220，且构成网单元220的其中一根第二丝状体221以第一方向呈螺旋状混编于网管状结构中，构成网单元220的其中另一根第二丝状体221以第二方向呈螺旋状混编于网管状结构中，第一方向与第二方向为相反方向。确切的说，构成网单元220的两根第二丝状体221分别以正螺旋和负螺旋的方式盘绕导管本体21的轴线20a设置于导管本体21。

利用这种结构设置，在对医疗导管20进行扭矩测试时，螺旋状的结构形式更容易受到扭力矩影响而产生应变，以便更好地通过检测电阻应变材料层22的电阻值来获知医疗导管20的扭力矩。

进一步地，网单元220为多组，多组网单元220在沿导管本体21的轴线20a方向间隔设置。以利用多组网单元220的设置提高检测密度，使得在对医疗导管20各处进行受力检测时，可以获得更高的检测精度。

结合图11所示，以网单元220a、网单元220b和网单元220c这3组网单元为例，每组网单元均包括两根相互交织在一起的第二丝状体221。同时，在沿导管本体21的轴线20a方向，网单元220a、网单元220b和网单元220c之间具有间隙，即，间隔设置。确切的说，构成多组网单元220的第二丝状体221均不重合。可以理解地，网单元220的数量可以是2组，也可以是3组以上，在此不做限定。

在一些实施方式中，电阻应变材料层12具有若干测试点，测试点外露于导管本体11的表面。以通过测试点对电阻应变材料层12进行检测，从而获知医疗导管10的受力情况。

下面仅以欧姆表作为测量仪器对测量电阻应变材料的电阻值的方式加以说明。

如图12所示，欧姆表连接在位于电阻应变材料层12两端的测试点12a、12b，对整段电阻应变材料层12进行测量。

再如图13所示，测试点12a和测试点12b位于电阻应变材料层12的中部位置，以在连接欧姆表时，欧姆表能够对测试点12a和测试点12b之间部分的电阻值进行测试。

此外，还可以通过设置多个测试点，利用多个欧姆表测试多段的电阻值。

例如，如图14所示，电阻应变材料层12设置有测试点12a、测试点12b、测试点12c、测试点12d、测试点12e和测试点12f。连接在测试点12a和测试点12b之间的欧姆表能够对测试点12a和测试点12b之间部分的电阻值进行测量。相应地，连接在测试点12c和测试点12d之间的欧姆表能够对测试点12c和测试点12d之间部分的电阻值进行测量。连接在测试点12e和测试点12f之间的欧姆表能够对测试点12e和测试点12f之间部分的电阻值进行测量。利用这种分段式测量方式，可以分别获得输出导管10各段对应的受力情况。

结合图15所示，在测量电阻值时，可以将连接欧姆表的导线沿导管本体11的轴线10a布置并连接至相应的测试点12a和测试点12b。

再如图16，可以预先在导管本体11上设置与电阻应变材料层12相连接的导线，导线引出相应的测试点12a和测试点12b，使得测试点12a和测试点12b的位置可以根据实际需要布置在合适位置，以在测量时便于与欧姆表相连接。例如，测试点12a和测试点12b可以是绕导管本体11的轴线10a方向设置。

需要说明的是，测试点的个数可以是2个和2个以上。

例如，如图17所示，多个测试点10d绕导管本体11的轴线10a设置，导管本体11上预先设置了连接各测试点10d与电阻应变材料层12不同位置相连接的导线10c，这种设置方式下，测试点10d比较规律的集中在一块，导线10c设置在导管本体11上较为有序，以在测量医疗导管10的受力情况下，导线10c不会干涉其它结构。在测量时，只需要将欧姆表等仪器连接相应的测试点10d即可。

本发明所提供的医疗导管10可以用于探测血管等组织的钙化程度，还可以用于介入手术中结扎组织(如心肌)时测量结扎力的装置，精准控制结扎力可减少由于结扎紧或者过松造成的不良反应。除上述应用场景的介绍外，还可以应用于其他需要测量体内拉力、应力、应变、扭矩或弯矩的场景中。

以上所述实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。

以上所述实施例仅表达了本发明的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对发明专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本发明构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本发明的保护范围。因此，本发明专利的保护范围应以所附权利要求为准。