CN218852816U - 导管驱动组件、动力盒、介入手术机器人 - Google Patents

Abstract

本申请提供了一种导管驱动组件、动力盒、介入手术机器人，导管驱动组件包括：动力基座，具有安装内腔；动力电机，设置在动力基座上，且动力电机的转轴伸入到安装内腔中；动力输出轴，从安装内腔中伸出至动力基座外部，以将动力电机的动力传递至动力基座的外部，并与动力电机的转轴垂直设置；弹性件，设置在安装内腔中并与动力输出轴连接，以使动力输出轴的伸出端能相对于动力基座伸缩。在器械盒与动力盒对接时，导管推送组件与伸出端对接，以使动力输出轴与导管推送组件弹性抵紧，提升了导管推送组件与导管驱动组件的连接可靠性，并且在对接不准时，动力输入轴还能被器械盒压缩至动力基座内，避免了导管驱动组件的损伤，提升了连接安全性。

Description

导管驱动组件、动力盒、介入手术机器人

技术领域

本申请涉及手术机器人技术领域，具体涉及一种导管驱动组件、动力盒、介入手术机器人。

背景技术

介入手术机器人的器械盒与动力盒对接时，导管驱动组件与导管推送组件对接并传动，以实现对导管的推动。但是，由于导管驱动组件与导管推送组件拆卸连接，对接后容易出现传动不稳，甚至损坏传动零件的风险。

实用新型内容

有鉴于此，本申请提供了一种导管驱动组件、动力盒、介入手术机器人，其能够提升与导管推送组件的连接安装性和可靠性。

为了达到上述目的，本申请提供如下技术方案：

一种导管驱动组件，用于驱动导管推送组件，包括：

动力基座，具有安装内腔；

动力电机，设置在所述动力基座上，且所述动力电机的转轴伸入到所述安装内腔中；

动力输出轴，从所述安装内腔中伸出至所述动力基座的外部，以将所述动力电机的动力传递至所述动力基座的外部，并相对于所述动力电机的转轴垂直设置；

弹性件，设置在所述安装内腔中并与所述动力输出轴连接，以使所述动力输出轴的伸出端能相对于所述动力基座伸缩。

可选的，上述导管驱动组件中，所述动力输出轴的伸出端上设置有动力连接滑块，所述动力连接滑块的远离所述动力输出轴的一端设置有第一凸块，靠近所述动力输出轴的一端设置有第二凸块，且在所述动力连接滑块的径向上，所述第一凸块与所述第二凸块垂直设置；

所述导管推送组件的第一导管推送轴上设置有滑槽件；

其中，所述滑槽件上开设有第一凹槽，所述第一凸块能进入所述第一凹槽中，并能在所述第一凹槽中滑动；所述伸出端的端面上开设有第二凹槽，所述第二凸块能进入所述第二凹槽中，并能在所述第二凹槽中滑动。

可选的，上述导管驱动组件中，所述第二凸块上设置有第三磁性件，所述第二凹槽的底部设置有第四磁性件，通过第三磁性件和所述第四磁性件之间的相互吸引，实现所述动力输出轴和所述动力连接滑块的连接。

可选的，上述导管驱动组件中，所述动力电机和所述动力输出轴之间通过锥齿轮组实现动力的垂直传递。

可选的，上述导管驱动组件中，所述锥齿轮组包括：

第一动力锥齿轮，固定设置在所述动力电机的转轴上；

第二动力锥齿轮，设置在所述安装内腔中，并与所述第一动力锥齿轮啮合，且滑动的套设在所述动力输出轴上。

可选的，上述导管驱动组件中，所述安装内腔中设置有轴承，所述第二动力锥齿轮通过所述轴承转动的设置在所述安装内腔中；

其中，所述轴承的外圈被轴承压板限位在所述安装内腔中，所述轴承的内圈通过卡簧与所述第二动力锥齿轮周向定位。

可选的，上述导管驱动组件中，所述动力输出轴上开设有轴向滑槽，所述第二动力锥齿轮通过伸入到所述轴向滑槽内的平键与所述动力输出轴周向定位，且所述平键能在所述轴向滑槽内滑动，以使所述动力输出轴能进行所述伸缩。

可选的，上述导管驱动组件中，所述动力输出轴的位于所述安装内腔中的一端上固定设置有摩擦轴套，所述弹性件为压缩弹簧，所述压缩弹簧通过与所述摩擦轴套套接并抵触，以给所述动力输出轴提供伸出所述动力基座的弹力。

可选的，上述导管驱动组件中，所述摩擦轴套通过固定设置在所述动力输出轴上的开口挡圈和垫片环，实现在所述动力输出轴上的固定连接。

可选的，上述导管驱动组件中：

所述动力基座为具有顶端开口和底端开口的矩形筒状件，所述动力电机固定在所述矩形筒状件的侧壁上，且所述转轴穿过所述侧壁；

所述动力基座上设置有封堵所述顶端开口的动力连接件，且所述动力输出轴的伸出端穿过所述动力连接件；所述动力连接件能用于连接所述导管驱动组件和动力盒；

所述动力基座上设置有封堵所述底端开口的底座，所述弹性件设置在所述底座上。

可选的，上述导管驱动组件中，所述导管推送组件包括：

第一导管推送轮；

第二导管推送轮，能靠近所述第一导管推送轮以夹持导管，以及能远离所述第一导管推送轮以解除对所述导管的夹持；

传动齿轮组，与所述第一导管推送轮和所述第二导管推送轮连接，以将推送动力传递给所述第一导管推送轮和所述第二导管推送轮；

其中，所述传动齿轮组包括能与所述动力输出轴连接的第一导管推送轴。

一种动力盒，包括盒本体和设置在所述盒本体内的导管驱动组件，所述导管驱动组件为上述任一项所述的导管驱动组件。

可选的，上述动力盒中，所述盒本体内设置有多个所述导管驱动组件，以分别用于驱动不同的导管推送组件。

一种介入手术机器人，包括上述的动力盒。

本申请提供的导管驱动组件中，动力电机的转轴与动力输出轴传动连接并垂直设置，以将动力电机的动力进行变向传输，有利于节省占用空间；而且在弹性件的作用下，动力输出轴相对于动力基座弹性伸缩浮动，在器械盒与动力盒对接时，导管推送组件与动力输出轴的伸出端对接，以使动力输出轴与导管推送组件弹性抵紧并始终保持贴合状态，提升了导管推送组件与导管驱动组件的连接可靠性，并且在对接不准时，动力输入轴还能够在器械盒的压力下回缩至动力基座内，避免了导管驱动组件因压力过大而产生损伤，提升了导管推送组件与导管驱动组件的连接安全性。

附图说明

为了更清楚地说明本申请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申请的实施例，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，还可以根据提供的附图获得其他的附图。

图1为本申请实施例提供的介入手术机器人的支撑臂、动力盒和器械盒配合的结构示意图；

图2为图1所示结构中器械盒与动力盒分离的结构示意图；

图3为器械盒和动力盒的装配图；

图4为器械盒的结构示意图；

图5为图4所示结构拆除盖板后的结构示意图；

图6为器械盒底侧的结构示意图；

图7为一种导丝推送组件的结构示意图；

图8为图7所示结构底侧的结构示意图；

图9为图7所示结构后侧的结构示意图；

图10为导丝转盘内侧的结构示意图；

图11为图7所示结构的剖视图；

图12为另一种导丝推送组件的结构示意图；

图13为图12所示结构后侧的结构示意图；

图14为图12所示结构后侧另一视角的结构示意图；

图15为图12所示结构的剖视图；

图16为一种力传感器的结构示意图；

图17为图16所示结构的主视图；

图18为另一种力传感器的主视图；

图19为两个力传感器以应变梁朝不同方向弯曲而夹持导丝的结构示意图；

图20为设置有两个应变梁的力传感器的结构示意图；

图21为辅助夹持组件的结构示意图；

图22为导管推送组件的结构示意图；

图23为图22所示结构另一视角的结构示意图；

图24为图22所示结构的分解图；

图25为图23所示结构的剖视图；

图26为第一导管推送轴、第一导管齿轮、第一导管推送轮、第二导管齿轮和第二导管推送轴的剖面图；

图27为第三导管推送轴、第三导管齿轮、第四导管齿轮、第四导管推送轴和第二导管推送轮的剖面图；

图28为动力盒的结构示意图；

图29为图28所示结构的分解图；

图30为导管驱动组件的结构示意图；

图31为导丝转动结构、移动座、移动滑块和同步连接件的分解图；

图32为导丝移动结构、同步带轮和同步带的分解图；

图33为导管驱动组件的剖视图；

图34为导管驱动组件的分解图；

图35为导管驱动组件的装配图；

图36为动力输出轴、动力连接滑块和滑槽件的分解图；

图37为动力输出轴的结构示意图；

图38为动力连接滑块的结构示意图；

图39为图38所示结构的另一视角的结构示意图；

图40为滑槽件的结构示意图；

图41为导丝推送组件、器械盒和动力盒的分解图；

图42为导丝推送组件与连接基座连接的结构示意图；

图43为导丝推送组件底侧的结构示意图；

图44为图42所示结构的分解图；

图45为连接基座的结构示意图；

图46为连接基座朝向动力盒内表面的结构示意图；

图47为图46所示结构的分解图；

图48为导管推送组件与器械盒的分解图；

图49为导管驱动组件与动力盒的分解图；

图50为导管驱动组件和导管推送组件连接的结构示意图；

图51为主端操作组件的结构示意图；

图52为图51所示结构的主视图；

图53为图51所示结构的右视图；

图54为第二主端电机、第二绕线盘和手柄组件配合的剖视图；

图55为图54的局部放大图；

图56为本申请实施例提供的一种介入手术机器人力矩反馈方法的流程图；

图57为本申请实施例提供的另一种介入手术机器人力矩反馈方法的流程图；

图58为本申请实施例提供的一种介入手术机器人力矩反馈装置的结构框图；

图59为本申请实施例提供的另一种介入手术机器人力矩反馈装置的结构框图；

图60为本申请实施例提供的一种介入手术机器人导丝控制方法的流程图；

图61为本申请实施例提供的一种血管病变区域确定方法的流程图；

图62为本申请实施例提供的一种穿刺预警力获取方法的流程图；

图63为本申请实施例提供的一种介入手术机器人导丝控制装置的结构框图；

图64为本申请实施例提供的另一种介入手术机器人导丝控制装置的结构框图。

在图1-图64中：

器械盒a、动力盒b、主端操作组件c、支撑臂d，导丝e、导管f；

其中：

器械盒a包括：

盒体a1，导丝路径a2，导管路径a3，盖板a4，滑槽a5，导向孔a6，导丝推送组件a7，导管推送组件a8，第五磁性件a9，辅助夹持组件a10，Y阀a11；

导丝路径a2包括：第一导丝路径a21，第二导丝路径a22；

导管路径a3包括：第一导管路径a31，第二导管路径a32；

盖板a4包括：前盖板a41，第一后盖板a42，第二后盖板a43；

滑槽a5包括：第一滑槽a51,第二滑槽a52；

导丝推送组件a7包括：导丝转动件a71，推送基座a72，夹持结构a73，放丝开口a74，导丝传动结构a75；

导丝转动件a71包括：导丝转盘a711，导丝齿轮a712；

推送基座a72包括：第一磁性件a721，定位孔a722，第一电连接件a723；

夹持结构a73包括：夹持驱动部件a731，夹持传动机构a732，连杆滑块夹持机构a733，力传感器a734，复位件a735；

导丝传动结构a75包括：第二导丝锥齿轮a751，第二导丝传动轴a752，缺口轴承a753，转动限位件a754，第一导丝锥齿轮a755，第一导丝传动轴a756，中间齿轮a757；

连杆滑块夹持机构a733包括：夹持连杆a7331，夹持滑块a7332，夹持头a7333，传感器电路板a7334；主滑块a7335，主滑座a7336，副滑块a7337，副滑座a7338，拉动限位件a7339；

力传感器a734包括：固定座a7341，螺丝孔a7342，应变计a7343，抵接部a7344，应变梁a7345，安装槽a7346，限位部a7347，应力隔离槽a7348，限位孔a7349，应变限位件a7340；

辅助夹持组件a10包括：组件主体a101，直线运动模组a102，第一辅助连杆a103，第二辅助连杆a104，辅助夹头a105，第三电连接件a106；

导管推送组件a8包括：第一导管推送轴a801，第一导管齿轮a802，第一导管推送轮a803，第一壳体a804，第二导管齿轮a805，第二导管推送轴a806，第二壳体a807，第三导管推送轴a808，第三导管齿轮a809，第四导管齿轮a810，第四导管推送轴a811，第二导管推送轮a812，位置保持件a813，分离操作件a814；

动力盒b包括：

导丝驱动组件b1，导管驱动组件b2，连接基座b3，导向件b4，第六磁性件b5，盒本体b6；

盒本体b6包括：导向槽b61；

第一导丝驱动组件b1包括：安装架b11，导丝移动结构b12，导丝转动结构b13，第一动力结构b14；

导丝移动结构b12包括：同步带轮b121，同步带b122，移动座b123，同步连接件b124，移动导轨b125，移动滑块b126；

第一动力结构b14包括：动力电机b1401，第一动力锥齿轮b1402，第二动力锥齿轮b1403，第一动力轴承b1404，第二动力轴承b1405，动力基座b1406，轴承压盖b1407，卡簧b1408，动力输出轴b1409，平键b1410，动力连接滑块b1411，垫片环b1412，开口挡圈b1413，摩擦轴套b1414，弹性件b1415，第三磁性件b1416，第四磁性件b1417，动力连接件b1418，滑槽件b1419，底座b1420，第一凸块b1421，第二凸块b1422，第一凹槽b1423，第二凹槽b1424；

连接基座b3包括：定位件b31，第二磁性件b32，第二电连接件b33，基座本体b34，容纳槽b35，通孔b36，连接槽b37，第一螺钉b38，第二螺钉b39；

主手操作装置c包括：

安装基座c1，移动力反馈组件c2，支撑件c3，安装件c4，转动力反馈组件c5，手柄组件c6；

移动力反馈组件c2包括：第一主端电机c21，第一主端法兰c22，第一缠绕轴c23，第二柔性传动件c24，连杆滑块传动机构c25；

连杆滑块传动机构c25包括：第一绕线盘c251，第一端盖c252，主端连杆c253，直线导轨c254，主端滑块c255，曲柄轴承c256；

转动力反馈组件c5包括：第二主端电机c51，第二缠绕轴c52，第三柔性传动件c53，第二绕线盘c54，第二端盖c55，销轴c56，锁紧件c57，手柄转动轴承c58，固定件c59；

手柄组件c6包括：固定外套管c61，转动内套管c62，手柄转动部c63；

手柄转动部c63包括：手柄连接件c631，手柄转动件c632，压力传感器c633，防护套c634；

第一获取单元10，第一确定单元20，第二确定单元30，第一控制单元40，第二获取单元50，调整单元60；

第三获取单元70，第三确定单元80，第二控制单元90，监测单元100，判定单元110。

具体实施方式

本申请提供了一种导管驱动组件、动力盒、介入手术机器人，其能够提升与导管推送组件的连接安装性和可靠性。

下面将结合本申请实施例中的附图，对本申请实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅是本申请一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本申请中的实施例，本领域普通技术人员在没有做出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本申请保护的范围。

如图1-图64所示，本申请实施例提供了一种介入手术机器人，能够使医生远程将导丝e或球囊导管(后续内容中将球囊导管简称为导管f)导入到患者的血管内，如图1和图2所示，其主要包括从端(即病人所在环境)的器械盒a、动力盒b和支撑臂d，以及设置在主端(即医生所在环境)的主端操作装置(图中未示出)，医生通过对主端操作装置的主端操作组件(主端操作组件如图51-图55所示)进行操作，实现对从端器械盒a和动力盒b内医疗器件和部件的控制。

具体地，器械盒a内设置有执行器械，执行器械用于驱动导丝前进后退、驱动导丝旋转、驱动导管前进后退，动力盒b内设置有动力单元，比如电机结构、驱动电路板，由于器械盒a为一次性用品，其需要与动力盒b频繁拆装，所以器械盒a需要能与动力盒b快速拆装连接，以使得动力盒b内的动力单元与器械盒a内的执行器械连接，并通过动力单元带动执行器械执行相应的动作，从而给手术的进行提供便利。另外，由于器械盒a为无菌部分，动力盒b为有菌部分，在器械盒a和动力盒b之间设置有无菌隔离薄膜，进而实现器械盒a的无菌隔离。

如图1和图2所示，支撑臂d的一端连接动力盒b、另一端连接在手术床的一侧，具体地，支撑臂d的固定端滑动设置在手术床的一侧，方便调节支撑臂d相对于手术床的位置；而且，支撑臂d包括有多个可调节角度的关节，通过调节相邻关节之间的角度，就可以调节执行部分(器械盒a和动力盒b)和患者之间的相对位置。

下面对器械盒a进行具体说明。

如图3-图6所示，器械盒a包括盒体a1、导丝路径a2、导管路径a3、导丝推送组件a7和导管推送组件a8，导丝路径a2和导管路径a3交汇于盒5体a1一端的Y阀a11处，在导丝推送组件a7的带动下导丝沿导丝路径a2

移动，并移动至Y阀a11位置，在导管推送组件a8的带动下导管沿导管路径a3移动，并移动至Y阀a11位置，通过Y阀a11的作用，以使得经过Y阀a11后，导丝穿设在导管的内部，具体地，Y阀a11的结构形式为现有结构，这里不做具体限定。

0其中，导丝路径a2和导管路径a3可以在盒体上设置为多路形式，优选

为双路，即导丝路径a2包括第一导丝路径a21和第二导丝路径a22，导管路径a3包括第一导管路径a31和第二导管路径a32。相对应地，导丝推送组件a7和导管推送组件a8分别设置有两组，即导丝推送组件a7包括第一导丝推

送组件和第二导丝推送组件，导管推送组件a8包括第一导管推送组件和第5二导管推送组件。

导丝路径a2和导管路径a3均设置为导线槽的形式，级在盒体的表面开设凹槽以形成导丝路径a2和导管路径a3，并通过盖板a4盖合在导线槽的开口，以使得导丝或者导管被限位在导线槽和盖板a4形成的空间内而无法从

导线槽内脱出。导线槽的截面形状，例如可以设置为V形、U形或者半圆形0等，以便于取放、收纳导丝或者导管。具体地，盖板a4包括前盖板a41和

多个后盖板，前盖板a41靠近Y阀a11设置，多个后盖板包括远离Y阀a11设置的第一后盖板a42和第二后盖板a43，第一导丝路径a21和第二导丝路径a22对称设置，并由盒体a1的一个端部延伸至Y阀a11所在的另一个端

部的位置，第一导管路径a31和第二导管路径a32对称设置，并由盒体a15的侧部延伸至Y阀a11的位置，且第一导丝路径a21和第二导丝路径a22位

于第一导管路径a31和第二导管路径a32形成的夹角内，通过前盖板a41盖合第一导丝路径a21和第二导丝路径a22中靠近Y阀a11的部分(此部分即为第一导丝路径a21和第二导丝路径a22的位于Y阀a11和后述的滑槽之间的前侧段)以及第一导管路径a31和第二导管路径a32的全部，通过第一后盖板a42盖合第一导丝路径a21的远离Y阀a11的部分，通过第二后盖板a43盖合第二导丝路径a22的远离Y阀a11的部分(此部分即为第一导丝路径a21和第二导丝路径a22的位于滑槽的远离Y阀a11一侧的后侧段)。如此，可以避免导丝或导管由导线槽内脱出。

位于盒体内的导丝推送组件a7设置在导丝路径a2的中部位置，并可以沿导丝路径a2相对于盒体a1滑动，进而通过导丝推送组件a7相对于盒体a1和导丝路径a2的位移，带动导丝沿导丝路径a2位移，及实现导向向患者血管内的推进和从血管内退出，具体地，在盒体a1上设置有滑槽a5，导丝推送组件a7滑动设置在滑槽a5内，该滑槽a5的设置数量与导丝路径的数量相同，同时每个滑槽a5的延伸路径与每个导丝路径a2相一致，也可以理解为，滑槽a5供导丝推送组件a7滑动，并构成导丝路径a2的中部区域，或者还可以理解为每个导丝路径a2都经过一个滑槽a5。如此，通过导丝推送组件a7相对于滑槽a5滑动的形式对导丝进行推送，有利于实现模仿医生手动送丝动作。这里结合双路导丝的形式，滑槽a5包括有第一滑槽a51和第二滑槽a52，并分别对应设置在第一导丝路径a21的中部和第二导丝路径a22的中部。

相对应地，在盒体内的导丝路径a2上设置有多个辅助夹持组件a10，且每个辅助夹持组件a10也与多路导丝路径一一对应设置，辅助夹持组件a10用于夹持和松开导丝，通过辅助夹持组件a10与导丝推送组件a7相配合，即令辅助夹持组件a10和设置在同一导丝路径的导丝推送组件a7交替夹持导丝，可以实现对导丝的单向推送。

在使用时，导丝推送组件a7可以实现对导丝的夹紧和旋转，以模仿医生手动操作时的捻丝动作和送丝动作，通过导丝推送组件a7相对于滑槽a5的前后往复动作，实现导丝在导丝路径a2以及导管内部的前进和后退。当需要向前送丝时，导丝推送组件a7夹紧导丝往前移动，此时辅助夹持组件a10处于松开状态；当导丝推送组件a7到达向前运动的终点后(即导丝推送组件a7由滑槽a5的一端滑动至滑槽a5的靠近Y阀a11的另一端)，导丝推送组件a7需要松开导丝回退，此时辅助夹持组件a10夹紧导丝，以使得导丝推送组件a7能松开导丝回到起点(即导丝推送组件a7由滑槽a5的靠近Y阀a11的一端滑动至远离Y阀a11的另一端)，之后导丝推送组件a7再次夹紧导丝，辅助夹持组件a10松开导丝，使得导丝推送组件a7可以继续推送导丝，重复上述动作就可以模仿医生手术过程中送丝的动作。当需要转动导丝时，导丝推送组件a7夹紧导丝，辅助夹持组件a10处于松开状态，此时导丝推送组件a7转动即可带动导丝转动，并转动到所需角度；如果达到转动的限位点，需要继续转动导丝时，则需要使辅助夹持组件a10夹紧导丝，防止导丝弹回，再令导丝推送组件a7松开导丝并转回至初始角度，然后再次夹紧导丝，此时辅助夹持组件a10松开导丝，导丝推送组件a7重复进行转动操作，如此重复上述动作就可模仿医生手术过程的捻丝动作。

如图7-图15所示，导丝推送组件a7包括推送基座a72和导丝转动件a71，推送基座a72起到支承的作用，导丝转动件a71转动连接在推送基座a72的一侧，而且，导丝转动件a71与推送基座a72沿导丝路径a2排列，导丝转动件a71相对于推送基座a72的转动轴线与导丝路径a2同轴设置，以使得导丝可以与该转动轴线同轴。同时，在导丝转动件a71和推送基座a72的上部开设有放丝开口a74，该放丝开口a74延伸至上述转动轴线的位置，以便于导丝的伸入，即放丝开口a74轴向贯穿导丝转动件a71和推送基座a72，并径向延伸至后述夹持端的设置位置。进一步地，放丝开口a74的宽度沿靠近转动轴线的方向渐缩，具体可以是V型或者弧形。可以理解的是，放丝开口a74沿导丝路径a2分为两部分，一部分位于导丝转动件a71上，另一部分位于推送基座a72上，同时，放丝开口a74沿靠近和远离转动轴线的方向分为减缩的导向部和等宽的容纳部，容纳部用于支撑和容纳导丝，导向部用于将导丝导向至容纳部，容纳部位于转动轴线的位置，当导丝转动件a71相对于推送基座a72转动时，无论所处的角度如何，导丝始终处于容纳部内。

在导丝转动件a71上设置有夹持结构a73，用于夹持导丝，该夹持结构a73包括连杆滑块夹持机构a733、夹持驱动部件a731以及连接连杆滑块夹持机构a733和夹持驱动部件a731的夹持传动机构a732，连杆滑块夹持机构a733具有至少两个夹持端，夹持驱动部件a731提供夹持动力，通过夹持传动机构a732传递给连杆滑块夹持机构a733，以使得连杆滑块夹持机构a733的夹持端动作，进而实现对导丝的夹持和解除夹持。具体地，夹持驱动部件a731可以设置为夹持电机或者旋转拉动件等结构，夹持传动机构a732可以设置为丝杠螺母机构或者柔性传动件等结构。

一些优选方案中，如图7-图11所示，将导丝转动件a71设置在导丝转盘a711，并将夹持结构a73设置在导丝转盘a711上，在此基础之上，将夹持驱动部件a731设置为夹持电机，夹持传动机构a732设置为丝杠螺母机构，连杆滑块夹持机构a733包括夹持连杆a7331、夹持滑块a7332，夹持连杆a7331至少包括结构相同且镜像设置的两个，并优选为两个，两个夹持连杆a7331均具有铰接于夹持传动机构a732的同一位置的铰接端，夹持传动机构a732通过带动铰接端往复移动，以使两个夹持连杆a7331的另一端相互靠近或相互远离；夹持滑块a7332滑动设置在导丝转动件a71上，并对应两个夹持连杆a7331设置为两个，且分别与两个夹持连杆a7331的另一端铰接，并在另一端的带动下相互靠近或相互远离；力传感器a734至少设置在一个夹持滑块a7332上，或至少一个夹持滑块a7332为力传感器a734(即夹持滑块a7332由力传感器a734构成)。夹持电机的输出端与丝杠螺母机构的丝杠连接，夹持连杆a7331的铰接端与丝杠螺母机构的螺母铰接、另一端与夹持滑块a7332铰接，两个夹持滑块a7332与导丝转动件a71滑动连接，具体是令两个夹持滑块a7332分别设置在导丝转动件a71上的沿同一直线排列的两个导向滑槽内。这里，两个夹持连杆a7331、两个夹持滑块a7332均并分别位于放丝开口a74的两侧，而且两个夹持滑块a7332的滑动轨迹与上述转动轴线相交，以使得两个夹持滑块a7332靠近时可以夹持到导丝，同时两个夹持滑块a7332的滑动方向与丝杠螺母机构的丝杠设置方向垂直。

在使用时，通过夹持电机的转动，带动丝杠螺母的丝杠转动，以使得丝杠螺母的螺母沿丝杠方向位移，螺母带动夹持连杆a7331的铰接端平行于丝杠移动，进而使两个夹持连杆a7331的另一端带动两个夹持滑块a7332在导丝转盘a711上移动，以使得两个夹持滑块a7332靠近或远离，进而实现对导丝的夹紧和松开。此种夹持结构，结构简单、加工和组装方便，且体积较小，能够使得介入手术机器人的结构得到优化。

进一步地，导丝转动件a71为导丝转盘a711的基础上，优选将夹持驱动部件a731、夹持传动机构a732和连杆设置在导丝转盘a711的靠近推送基座a72的内侧；而夹持滑块a7332为了令其便于夹持导丝以及设置后述的力传感器a734，优选将其设置在导丝转盘a711的远离推送基座a72的外侧。如此，不仅能够提供使导丝转盘a711给夹持结构a73提供防护，而且还能够使得结构设置的更加紧凑、配合更加顺畅，且也能够美化导丝传送组件的外观。

此外，还优选将夹持滑块a7332的末端设置为具体弹性的软质材料，例如增设橡胶材质的夹持头a7333，以用于增加夹持导丝的接触力，又不至于损伤导丝表面涂层。

此外夹持传动机构a732还可以为齿轮齿条机构、剪叉机构等。

另一些优选方案中，如图12-图15所示，将导丝转动件a71设置在导丝齿轮a712，在此基础之上，令连杆滑块夹持机构a733包括夹持连杆a7331、主滑块a7335、主滑座a7336、副滑块a7337和副滑座a7338，其中主滑座a7336优选设置为一个，主滑块a7335也对应设置一个，副滑座a7338优选设置为两个，副滑块a7337也对应设置两个，主滑座a7336和副滑座a7338固定设置在导丝齿轮a712上并位于导丝齿轮a712的远离传送基座的外侧，主滑座a7336上设置有主导向滑槽，主滑块a7335滑动设置在主导向滑槽内，副滑座a7338上设置有副导向滑槽，两个副滑块a7337分别滑动设置在不同副滑座a7338的副导向滑槽内，主滑块a7335与副滑块a7337的滑动方向垂直，夹持连杆a7331包括结构相同且镜像设置的两个，两个夹持连杆a7331均具有铰接于主滑块a7335的同一位置的铰接端，夹持传动机构a732通过带动主滑块a7335在主导向滑槽内往复移动，以使两个夹持连杆a7331的另一端相互靠近或相互远离，两个夹持件的另一端分别与两个副滑块a7337铰接，即夹持连杆a7331的一端与主滑块a7335铰接、另一端与副滑块a7337铰接，在夹持连杆a7331的作用下，通过带动主滑块a7335位移即可带动副滑块a7337位移，同样的，导丝齿轮a712和推送基座a72上也设置放丝开口a74，两个副滑座a7338分别位于放丝开口a74的两侧，而且位于两个副滑座a7338上的两个夹持滑块a7332的滑动方向与上述转动轴线相交，以使得两个副滑块a7337靠近时可以夹紧导丝。

在导丝转动件a71为导丝齿轮a712的基础上，如图13和图14所示，夹持驱动部件a731设置为旋转拉动件，夹持传动机构a732设置为第一柔性传动件，第一柔性传动件的一端伸出至推送基座a72的外侧以与主滑块a7335连接，另一端伸入至推送基座a72的内侧以与夹持驱动部件a731连接，通过旋转拉动件的转动带动第一柔性传动位移，进而拉动主滑块a7335相对于主滑座a7336位移，以使两个副滑块a7337靠近并夹紧导丝。而且在导丝齿轮a712上设置有复位件a735，复位件a735的一端与导丝齿轮a712连接，另一端与主滑块a7335连接，当两个副滑块a7337靠近时，主滑块a7335带动复位件a735积蓄势能(即令复位件a735发生弹性变形，当复位件a735为弹簧时，拉伸或压缩弹簧)，当第一柔性传动件撤销对主滑块a7335的拉动力时，复位件a735恢复原状并带动着主滑块a7335复位，以使得两个副滑块a7337远离以松开导丝，复位件a735优选为弹簧。

如图14所示，在旋转拉动件的旋转路径上(即转动方向上的两侧)设置有两个拉动限位件a7339，一个用于限定旋转拉动件的起始位置，另一个用于限定旋转拉动件的终止位置，以实现对旋转拉动件转动角度的限制，进而控制两个副滑块a7337的夹紧和松开程度。具体地，拉动限位件a7339例如设置为限位钉，并位于旋转拉动件的外周，旋转拉动件的外周设置有凸起，当凸起与限位钉相抵时实现对旋转拉动件的限位。

具体地，如图12和图13所示，第一柔性传动件优选为绳索，更优选为钢丝绳，并且为了限制钢丝绳在传送基座内外侧设置时的走向，以及钢丝绳的移动方向，优选将钢丝绳穿设于定型套管内，通过定型套管来限制钢丝绳的走向，并使钢丝绳在定型套管内移动，定型套管的一端与导丝转动件a71固定、另一端与推送基座a72固定，钢丝绳一端与主滑块a7335连接，另一端与旋转拉动件连接，拉动钢丝绳相对于钢丝套位移，即可带动主滑块a7335相对于导丝齿轮a712位移。旋转拉动件位于推送基座a72的内部，钢丝绳穿过推送基座a72和导丝齿轮a712，定型套管穿过推送基座a72并与导丝齿轮a712连接，同时令定型套管及其内部的钢丝绳在推送基座a72的内外侧多次穿插，以尽量增大钢丝绳的长度以及令钢丝绳的走向尽量圆滑，从而令钢丝绳具有较大的移动行程，从而保证钢丝绳传动的可靠性。此种结构的夹持结构a73，同样可以实现对导丝的可靠夹持，同时其结构更为简单，设置更加灵活方便，所以也将其作为本申请的优选实施方案。

在上述两种优选方案中，为了实现对导丝在血管内推进和转动的阻力进行检测，需要在夹持加工的夹持端设置力传感器a734，所以需要在夹持滑块a7332或副滑块a7337上设置力传感器a734，具体设置时，可以将力传感器a734固定在夹持滑块a7332或副滑块a7337上，也可以直接将力传感器a734作为夹持滑块a7332或副滑块a7337，但无论以哪种方式设置，均令力传感器a734直接与导丝接触(上述的夹持头a7333为力传感器a734的组成部分)以对其进行夹紧，避免力传感器a734和导丝之间间隔其他部件而影响检测精度。

结合上述内容，通过设置力传感器a734可以检测到两个夹持滑块a7332或两个副滑块a7337在夹紧导丝时导丝所承受的轴向作用力和周向作用力，也就是导丝受到的伸入、伸出的阻力和导丝旋转的阻力。导丝在人体血管中前进或旋转过程中，导丝末端因接触血栓或血管壁时会有阻力传导至夹持头a7333，经验丰富的医生会根据阻力的大小调整导丝推送的方向和速度。如图9和图11以及图13-图15所示，导丝转动件a71通过导丝传动结构a75实现相对于推送基座a72的转动，导丝传动结构a75包括第一导丝锥齿轮a755、第一导丝传动轴a756、第二导丝锥齿轮a751、第二导丝传动轴a752，其中，第二导丝传动轴a752的一端伸出于推送基座a72，具体伸出到推送基座a72的底部用于与动力盒b内的导丝驱动组件b1连接，以获取导丝驱动组件b1的动力；第二导丝传动轴a752与导丝转动件a71连接，以带动导丝转动件a71转动，并和第一导丝传动轴a756垂直设置；第一导丝锥齿轮a755和第二导丝锥齿轮a751分别固定在第一导丝传动轴a756和第二导丝传动轴a752上，而且第一导丝锥齿轮a755和第二导丝锥齿轮a751啮合，以实现旋转动力的垂直传动。如此，当器械盒a与动力盒b连接后，动力盒b内的旋转动力通过导丝传动结构a75可以带动导丝转动件a71相对于推送基座a72转动，从而实现带动导丝旋转。

导丝转动件a71可以设置为导丝转盘a711或者导丝齿轮a712。

其中，如图11所示，导丝转盘a711直接与第一导丝传动轴a756同轴连接，并通过第一导丝传动轴a756连接到推送基座a72上，通过第一导丝传动轴a756带动着导丝转动件a71相对于推送基座a72转动。由于导丝转动件a71和推送基座a72设置有放丝开口a74，且放丝开口a74轴向贯穿导丝转动件a71和推送基座a72，并径向延伸至夹持端的设置位置，以供导丝伸入到导丝转动件a71的转动轴线的位置，相应地，第一导丝传动轴a756和第一导丝锥齿轮a755也同样设置有放丝开口a74，以供导丝伸入并穿过。第二导丝传动轴a752与推送基座a72之间通过缺口轴承a753连接，以提升第一导丝传动轴a756相对于基座转动的稳定性，相应地，该缺口轴承a753也具有形成放丝开口a74的缺口。

由于导丝传动件设置有放丝开口a74，为了更加逼真的模仿人手操作，同时也为了避免位于放丝开口a74内的导丝在导丝转动件a71转动180度时脱出，所以对导丝转动件a71相对于推送基座a72的转动角度进行限制，具体地，限定在150度，即导丝转动件a71从初始位置(即放丝开口a74朝上的位置)开始顺时针转动的最大角度为150度，逆时针转动的最大角度也为150度。在导丝转动件a71为导丝齿轮a712时，导丝齿轮a712通过连接轴转动设置在推送基座a72上，连接轴上凸出的设置有转动限位件a754；在导丝转动件a71为导丝转盘a711时，第一导丝传动轴a756上设置有转动限位件a754；在这两种方案的基础之上，推送基座a72上设置有两个挡块，两个挡块通过阻挡转动限位件a754以实现对导丝转动件a71两个转动方向上转动角度的限制。在操作时，如果导丝转动件a71转动到最大角度位置并需要继续转动导丝时，则需要使辅助夹持组件a10夹紧导丝，防止导丝回转，再使松开导丝的导丝转动件a71转回至初始位置并夹紧导丝以再次向最大角度位置转动，此再次转动的过程中辅助夹持组件a10松开导丝。具体地，转动限位件a754设置为限位钉或限位凸块，并位于连接轴或第一导丝传动轴a756的外周，当设置在传动轴或第一导丝传动轴a756上的挡块与限位钉或限位凸块相抵时实现对导丝转动件a71的转动限位。

导丝齿轮a712通过连接轴与推送基座a72转动连接，连接轴与推送基座a72之间设置连接轴承，由于导丝转动件a71和推送基座a72设置有放丝开口a74，以供导丝伸入到导丝转动件a71的转动轴线的位置，相应地，连接轴和连接轴承也同样设置有放丝开口a74，且放丝开口a74轴向贯穿导丝转动件a71和推送基座a72，并径向延伸至夹持端的设置位置，以供导丝伸入并穿过。而且，如图12所示，在导丝齿轮a712的下方设置有中间齿轮a757，中间齿轮a757与导丝转动件a71啮合，以使两者可以同步转动，传送基座内同样设置第一导丝传动轴a756、第一导丝锥齿轮a755、第二导丝传动轴a752和第二导丝锥齿轮a751，中间齿轮a757直接通过第一导丝传动轴a756连接到推送基座a72内，通过第一导丝传动轴a756带动中间齿轮a757和导丝转动件a71相对于推送基座a72转动。

如图16-图19所示，力传感器a734包括固定座a7341、抵接部a7344、限位部a7347和应变计a7343，其中，固定座a7341为力传感器a734的用于与其他部件连接的结构，即力传感器a734通过固定座a7341与夹持滑块a7332或者副滑块a7337固定，当然为了简化结构，固定座a7341也可以直接与夹持连杆a7331的端部铰接并相对于导丝转动件a71滑动连接，在固定座a7341上设置有螺丝孔a7342，用于与夹持滑块a7332或者副滑块a7337进行连接，从而使得力传感器a734作为夹持滑块a7332或副滑块a7337；抵接部a7344连接在固定座a7341上，其为抵接待检测件(此待检测件可以为导丝或导管等)的结构，并且抵接部a7344上设置有应变凹槽，通过在抵接部a7344上开设此应变凹槽，能使抵接部a7344的局部的厚度减小，从而使该局部形成应变梁a7345，由于该局部的厚度较小，所以其相对于抵接部a7344的其他局部更容易发生弯曲变形，所以使得该局部成为在抵接部a7344承受抵接力时用于发生弯曲的应变梁a7345，抵接部a7344受力会直接影响到应变梁a7345，进而使应变梁a7345发生变形；应变计a7343设置在应变梁a7345上，以使应变计a7343能够随着应变梁a7345的弯曲而被拉伸或压缩，由于应变计a7343在被拉伸或压缩时能够发生电信号的改变，所以通过应变梁a7345的变形能使得应变计a7343形成感应信息。在进行手术时，导丝的阻力、旋转力会引起力传感器a734的应变梁a7345发生变形，进而使应变计a7343形成感应信息，经传感器电路板a7334的处理后，将处理后的信号传递给控制系统，以形成从端向主端操作组件c的力反馈。其中，传感器电路板a7334设置在导丝转动件a71上，以实现较好的固定和连接。传感器电路板a7334所进行的处理操作，例如包括“找零”操作，由于抵接部a7344夹持导丝的方向只是理论上垂直于测量方向(即导丝的推送方向)，但是实际使用时会在测量方向上具有有一定的夹持力的分力，该分立会影响检测结果，所以为了更进一步的提升检测精准度，当抵接部a7344对导丝夹持后、导丝推送组件a7准备推动导丝前，令传感器电路板a7334进行找零操作，即忽略上述分力，以保证每次的检测一致性，提升检测精度。具体地，令抵接部a7344、限位部a7347和固定座a7341为一体成型结构，材料优选为高强度沉淀硬化不锈钢，例如17-4PH，该材料至少能达到5～10倍的量程过载。

如图16-图18所示，限位部a7347位于抵接部a7344的弯曲方向上，在抵接部a7344的应变梁a7345发生弯曲时，限位部a7347可以对抵接部a7344形成阻挡，以实现对抵接部a7344形变量的限制，避免抵接部a7344过量弯曲而发生损坏。其中，限位部a7347连接在固定座a7341的一侧，以使得限位部a7347与抵接部a7344位于固定座a7341的同侧且在固定座a7341的厚度方向上层叠设置，弧形的应变凹槽开设在抵接部a7344的靠近限位部a7347的壁面上。抵接部a7344的与固定座a7341连接的一端为连接端，由于连接端的厚度小于固定座a7341的厚度，所以在固定座a7341的厚度方向上设置抵接部a7344时，抵接部a7344的设置位置可以有多种选择，即抵接部a7344通过连接端连接在固定座a7341的顶侧、中部或底侧，在具体方案中，如图17和图18所示，抵接部a7344位于固定座a7341的中部，限位部a7347位于固定座a7341的顶侧或底侧，如此，抵接部a7344远离限位部a7347的一侧无遮挡，便于应变计a7343以及后述的安装槽a7346和保护胶的设置。

一些优选方案中，抵接部a7344的用于抵接待检测件的一端为抵接端，抵接端位于应变梁a7345远离固定座a7341的一侧，如图17所示，此抵接端为开口朝向固定座a7341的槽型结构或者说钩状结构，限位部a7347伸入槽型结构的槽腔中，并与槽型结构的至少一个槽侧壁具有间隙。其中，由于限位部a7347远离固定座a7341的一端伸入到槽腔内，在应变梁a7345发生弯曲以使抵接端位移时，由于限位部a7347和槽侧壁之间具有间隙(此间隙可以称之为限位缝)，所以在抵接端位移的前期限位部a7347不会形成阻挡，而随着抵接端的继续位移，间隙越来越小直至消失，此时限位部a7347就会与抵接端接触而形成对抵接端的阻挡，从而限制抵接端的位移量或者说限制应变梁a7345的弯曲量，限位部a7347起到了限位作用。在此方案中，优选限位部a7347和槽型结构的两侧槽侧壁均具有间隙，以使抵接端在固定座a7341的厚度方向上无论向限位部a7347所在一侧弯曲还是向相反侧弯曲，都能够使限位部a7347对抵接端起到限位作用，如此就实现了双向限位，令力传感器a734的性能得到提升。

具体地，限位部a7347和槽型结构的两侧槽侧壁之间形成的两个间隙，其宽度可以一样大也可以不一样大，即抵接部a7344双向弯曲的程度可以不同也可以相同，以便于根据实际的情况进行力传感器a734类型的选择，满足了更加多样化的使用需求。

其中，限位部a7347远离固定座a7341的一端可以设置为台阶结构，以更好的与槽型结构相互嵌合，同时也可以优化限位部a7347的结构，使其具有较好的稳定性。具体地，限位部a7347远离固定座a7341的端部且远离抵接部a7344的一侧开设有台阶，限位部a7347伸入到凹槽内的同时，凹槽的一个槽侧壁嵌入到限位部a7347的台阶内，可以使得凹槽的外壁面与限位部a7347的底面平齐。

另一些优选方案中，如图18所示，抵接部a7344上远离固定座a7341的一端为抵接端，抵接端上设置有增厚部，以使得抵接端能与限位部a7347相对设置。增厚部和限位部a7347上均设置有限位孔a7349，两个限位孔a7349同轴设置且内径不同，穿入两个限位孔a7349中的应变限位件a7340与两个限位孔a7349中内径较小的一者连接，并与内径较大的一者具有间隙。应变限位件a7340在插入到两个限位孔a7349中时，会与两个限位孔a7349中内径较小的一者连接，即，当增厚部上的限位孔a7349内径较小时，应变限位件a7340连接在增厚部上，当限位部a7347上的限位孔a7349内径较小时，应变限位件a7340连接在限位部a7347上，在此基础之上，由于应变限位件a7340也插入到了另一限位孔a7349内，且另一限位孔a7349的内径较大，所以应变限位件a7340会与另一限位孔a7349的内壁之间存在间隙，即存在限位缝，在应变梁a7345发生弯曲以使抵接端位移时，应变限位件a7340和内径较大的限位孔a7349之间会发生相对移动，由于限位部a7347和内径较大的限位孔a7349之间具有间隙，所以在抵接端位移的前期应变限位件a7340不会对内径较大的限位孔a7349形成阻挡，而随着抵接端的继续位移，间隙越来越小直至消失，此时应变限位件a7340就会与内径较大的限位孔a7349的内壁接触而形成对抵接端的阻挡，从而限制抵接端的位移量或者说限制应变梁a7345的弯曲量，限位部a7347起到了限位作用。由于两个限位孔a7349同轴设置，所以内径较大的限位孔a7349套设在应变限位件a7340的外周，以使得限位缝为环形，从而可以实现对多个方向的限位。或者，也可以令两个限位孔a7349不同轴设置，使得应变限位件a7340与内径较大的限位孔a7349之间的间隙部位环形，从而仅在一侧对应变限位件a7340进行阻挡。

具体地，增厚部与限位部a7347上分别设置有一大一小两个销钉孔，在小的销钉孔内固定销钉，并使销钉伸入到大的销钉孔内，同时销钉与大的销钉孔的孔壁之间形成限位缝，如此，也能实现限位。

由于弧形应变凹槽的设置使得抵接部a7344上的相应位置变薄，即抵接部a7344上设置弧形应变凹槽的部分构成上述应变梁a7345，这样，应变梁a7345的结构较薄，有利于通过抵接部a7344的受力而发生形变，具有较高的灵敏度。在此基础之上，如图还在抵接部a7344的远离限位件的一侧壁面上设置有安装槽a7346，以使得安装槽a7346和应变凹槽分别位于抵接部a7344的两个相对的壁面上，将应变计a7343设置在安装槽a7346内，并与应变凹槽的位置对正，即应变计a7343和应变凹槽分别位于应变梁a7345的两侧，进而通过应变计a7343可以准确、及时地获取的应变梁a7345的形变，并形成感应信号，提升力传感器a734的灵敏性和及时性。这里，应变计a7343设置在安装槽a7346内，并通过在安装槽a7346内填充保护胶以覆盖应变件，可以起到对应变计a7343的保护作用。优选的，保护胶填满安装槽a7346。

进一步地，如图20所示，在抵接部a7344的延伸方向上，即从连接端到抵接端的方向上，设置在抵接部a7344上的应变凹槽可以设置为两个或者两个以上，以形成多个应变梁a7345的形式，同时相应设置多个应变计a7343，以提高信号灵敏度，并使应变梁a7345在量程范围内的弯曲度更大，便于降低限位缝的加工冗余控制，降低成本。这里，因为限位缝的宽度较小，不利于加工，所以在限位缝无法加工成较小宽度的情况下，可以设置多个弧形槽，以形成多个应变梁a7345，使安装应变计a7343的部分具有多个弯曲部位，分散弯曲应力。结合上述方案，如图16-图18所示，还令抵接部a7344与固定部连接的位置设置应力隔离槽a7348，用于隔绝固定座a7341的安装应力，当然在限位部a7347与固定座a7341的连接的位置也可以设置有应力隔离槽a7348，具体地，该应力隔离槽a7348的延伸方向垂直于抵接部a7344的延伸方向。由于固定座a7341采用螺钉机械固定，会引入安装应力，而力传感器a734又极其敏感，通过在安装应力到应变梁a7345的传递路径上设置应力隔离槽a7348，能够消除安装应力对正常检测时输出的影响，提高力传感器a734的检测精度及长期稳定性。提高长期稳定性即：螺纹安装的长期会有应力释放，应力隔离槽a7348也防止了应力状态的变化引起的检测精度不稳定性。

关于应变计a7343，可以设置为合金箔式应变计或者硅应变计。这里，优选使用硅应变计，其灵敏度比合金箔式应变计大50～100倍，具有较好的检测精度。而且，应变计a7343接入电路中组成一个惠斯通电桥，其中应变计a7343的检测电路可以是单臂形式、半桥形式或者全桥形式，以实现△力≥△电阻≥△mV电压，放大整形后得到V级电压提供给MCU或CPU。

另外，力传感器a734还可以包括前述的夹持头a7333，夹持头a7333设置在抵接端上。

由于夹持结构a73设置有两个夹持端，通过两个夹持端的靠近和远离实现对导丝的夹持和松开，这里，力传感器a734可以设置有一个，并形成其中一个夹持端，也可以设置有两个，并分别形成两个夹持端。优选地，采用两个力传感器a734分别形成两个夹持端，从而可以形成双路检测信号，提升信号分辨率，进而提升检测精度。

结合上述两个力传感器a734的形式，一些优选方案中，两个力传感器a734镜像设置，并且，镜像设置的两个力传感器a734的应变梁a7345均沿被夹持件的轴向弯曲(即如图7或图12所示，两个力传感器a734平行于导丝转动件a71的表面设置)，或者，镜像设置的两个力传感器a734的应变梁a7345也可以均沿垂直被夹持件轴向的方向弯曲(即两个力传感器a734垂直于导丝转动件a71的表面设置，此种设置方式图中未示出)。也就是说，两个力传感器a734的应变凹槽的延伸方向(垂直于厚度方向的方向)平行设置，当力传感器a734的应变凹槽的延伸方向垂直于导丝的延伸方向时，该力传感器a734检测导丝的推拉阻力更加精准，当力传感器a734的应变凹槽的延伸方向平行于导丝的延伸方向时，该力传感器a734检测导丝的旋转阻力更加精准。

另一些优选方案中，如图19所示，两个力传感器a734中一者的应变梁a7345沿被夹持件的轴向弯曲，另一者的应变梁a7345沿垂直被夹持件轴向的方向弯曲。也就是说，两个力传感器a734的应变凹槽的延伸方向垂直设置，一个力传感器a734的应变凹槽的延伸方向垂直于导丝的延伸方向，另一个力传感器a734的应变凹槽的延伸方向平行于导丝的延伸方向，这样，可以更加精准的同时检测导丝的推拉阻力和旋转阻力。

如图5和图21所示，辅助夹持组件a10设置于器械盒a的盒体a1上，其主要包括多个辅助连杆，这些辅助连杆组成能对导丝进行夹持的夹爪。具体地，辅助夹持组件a10包括有组件主体a101、直线运动模组a102、两个第一辅助连杆a103和两个第二辅助连杆a104，组件主体a101与盒体a1相对固定，第一辅助连杆a103的第一端设置有辅助夹头a105、第二端与第二辅助连杆a104铰接、中部与组件主体a101转动连接，第二辅助连杆a104一端与第一辅助连杆a103铰接、另一端与直线运动模组a102的运动端铰接，两个第一辅助连杆a103和两个第二辅助连杆a104相对设置在导丝路径a2的两侧，通过直线运动模组a102的动作，带动第二辅助连杆a104动作，由于第一辅助连杆a103与盒体a1转动连接，以使得第二辅助连杆a104带动第一辅助连杆a103相对于组件主体a101转动，进而使得第一辅助连杆a103的第一端靠近或远离，即通过两个辅助夹头a105的靠近和远离实现对导丝的夹持和松开。这里第一辅助连杆a103可以设置为曲杆，以使得辅助夹头a105具有较好的夹持角度，提升夹持的稳定性。

如图3、图5和图6所示，导管推送组件a8设置在导管路径a3的中部位置，其具有两个分别设置在导管路径a3两侧的导管推送轮，通过两个导管推送轮夹持着导管转动，进而实现对导管的推送。具体地，在盒体a1上设置有容置槽，导管推送组件a8设置在容置槽中，以使得盒体a1对导管推送组件a8进行限位。结合双路导管的形式，容置槽设置有两个，分别位于第一导管路径a31和第二导管路径a32的中部。

如图22-图27所示，导管推送组件a8包括第一壳体a804、第二壳体a807、第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812和传动齿轮组，传动齿轮组包括第一导管推送轴a801、第二导管推送轴a806、第三导管推送轴a808、第四导管推送轴a811、第一导管齿轮a802、第二导管齿轮a805、第三导管齿轮a809和第四导管齿轮a810。其中，传动齿轮组与第一导管推送轮和第二导管推送轮连接，以将推送动力传递给第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812；第二导管推送轮a812能靠近第一导管推送轮a803以夹持导管，以及能远离第一导管推送轮a803以解除对导管的夹持；第一导管推送轴a801和第二导管推送轴a806穿设并转动连接于第一壳体a804，第二导管推送轴a806、第三导管推送轴a808和第四导管推送轴a811穿设并转动连接于第二壳体a807，由于第二导管推送轴a806同时穿过第一壳体a804和第二壳体a807，以使得第一壳体a804和第二壳体a807能够以第二导管推送轴a806为轴实现，进而实现第一壳体a804和第二壳体a807的相对转动。

具体地，第一导管推送轴a801能与导管驱动组件b2连接以接收推送动力，且第一导管推送轴a801上设置有第一导管齿轮a802和第一导管推送轮a803，以使得第一导管推送轴a801、第一导管齿轮a802和第一导管推送轮a803能够同轴同步转动；第二导管推送轴a806与所述第一导管推送轴a801平行设置，并设置有与第一导管齿轮a802啮合的第二导管齿轮a805，以使得第二导管推送轴a806和第二导管齿轮a805能够在第一导管齿轮a802的带动下转动；第三导管推送轴a808与第一导管推送轴a801平行设置，第三导管推送轴a808上设置有与第二导管齿轮a805啮合的第三导管齿轮a809，以使得第三导管推送轴a808和第三导管齿轮a809在第二导管齿轮a805的带动下转动；第四导管推送轴a811与第一导管推送轴a801平行设置，且第四导管推送轴a811上设置有第二导管推送轮a812和于第三导管齿轮a809啮合的第四导管齿轮a810，以使得第四导管推送轴a811、第四导管齿轮a810和第二导管推送轮a812能够在第三导管齿轮a809的带动下转动。具体地，推送轴和齿轮之间、传动轴和推送轮之间可以通过螺钉或者过盈配合或者粘接方式固定连接，在此结构中，令第一导管推送轴a801能相对于第一壳体a804转动，第一导管齿轮a802固定设置在第一导管推送轴a801上；第二导管推送轴a806穿过第二壳体a807并能相对于第二壳体a807转动，但两端与第一壳体a804固定连接，以使得第二壳体a807能够相对于第一壳体a804转动，同时用于第二导管推送轴a806固定设置在了第一壳体a804上，所以为了保证推送动力的正常传递，令第二导管齿轮a805转动的设置在第二导管推送轴a806上；第三导管推送轴a808也固定设置在第二壳体a807上，且第三导管齿轮a809转动的设置在第三导管推送轴a808上；第四导管推送轴a811转动的设置在第二壳体a807上，且第四导管齿轮a810固定的设置在第四导管推送轴a811上。

其中，由于第二导管齿轮a805的两侧分别与第一导管齿轮a802和第三导管齿轮a809啮合，第三导管齿轮a809的两侧分别与第三导管齿轮a809和第四导管齿轮a810啮合，同时第一导管齿轮a802与第四导管齿轮a810不存在啮合关系且间隔设置，通过第一导管推送轴a801的转动即可带动第四导管推送轴a811的转动，以使得第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812可以同步且反向转动，当第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812夹紧导管时，可以带动导管前进或后退。这样，第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812均可以产生驱动力，相对于现有技术一个被动轮和一个主动轮的方案，可以在对导管施加相同压力的情况下，产生两倍的驱动力，从而使用一对滚轮实现与现有方案中两对滚轮对导管的相同的驱动力，并且在驱动力适当的情况下，可以减小对导管的加持力，避免损坏导管。而且，第一导管齿轮a802和第二导管齿轮a805位于第一壳体a804内，第二导管齿轮a805、第三导管齿轮a809和第四导管齿轮a810位于第二壳体a807内，第一导管推送轮a803位于第一壳体a804外，第二导管推送轮a812位于第二壳体a807外，通过壳体对齿轮进行防护，可以提升传动的可靠性。

如图22-图24所示，第一壳体a804和第二壳体a807之间设置有位置保持件a813，位置保持件a813的两端分别与第一壳体a804和第二壳体a807连接，以用于带动第一壳体a804和第二壳体a807闭合，即带动第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812处于能夹持所述导管的状态，通过位置保持件a813可以为第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812提供相应的预紧力。具体地，第一壳体a804设置有第一保持座，第二壳体a807上设置有第二保持座，第一保持座和第二保持座均与第二导管推送轴a806存在一定距离，位置保持件a813连接在第一保持座和第二保持座之间，这里，第二保持座穿过第二壳体a807的侧壁，位置保持件a813设置为与第一保持座和第二保持座抵接的压缩弹簧。

当需要将导管放入到第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812之间时，需要手动或者自动克服位置保持件a813提供的预紧力，使得第一壳体a804和第二壳体a807张开，同时第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812远离以产生放管间隙，为了便于使第一壳体a804和第二壳体a807张开，第一壳体a804和/或第二壳体a807上设置有分离操作件a814，通过对分离操作件a814施力，即可使将第一壳体a804和第二壳体a807张开。具体地，分离操作件a814的操作部远离第二导管推送轴a806设置。

第一导管推送轴a801、第二导管推送轴a806、第三导管推送轴a808和第四导管推送轴a811中的一者伸出于第一壳体a804或者第二盒体a1，并与动力盒b的导管驱动组件b2连接，进而获取动力盒b内的旋转动力。如图50所示，优选的，第一导管推送轴a801与动力盒b内的旋转动力传动连接，进而通过动力盒b内部的旋转动力带动第一导管推送轴a801转动，进而带动着第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812相对转动，实现对导管的夹持推送。

此外，在另外的一些方案中，也可以仅设置第一导管推送轴a801、第一导管齿轮a802、第四导管推送轴a811和第三导管齿轮a809，并使第一导管齿轮a802与第四导管齿轮a810啮合，也能够达到第一导管推送轮a803和第二导管推送轮a812均为主动轮的目的。

下面对动力盒b进行具体说明。

如图28-图42所示，动力盒b内设置有导丝驱动组件b1和导管驱动组件b2，导丝驱动组件b1用于给导丝推送组件a7提供动力，导管驱动组件b2用于给导管推送组件a8提供动力，结合上述双路导丝和双路导管的情况，导丝驱动组件b1包括第一导丝驱动组件b1和第二导丝驱动组件b1，导管驱动组件b2包括第一导管驱动组件b2和第二导管驱动组件b2。

如图29-图32所示，导丝驱动组件b1包括安装架b11、导丝移动结构b12和导丝转动结构b13，安装架b11固定在动力盒b内，用于提供稳定的支撑；导丝移动结构b12设置在安装架b11上，用于带动导丝推送组件a7沿滑槽a5位移，以通过导丝推送组件a7对导丝施加推拉动作；导丝转动结构b13用于给导丝推送组件a7提供旋转动力，以通过导丝推送组件a7对导丝施加旋转动作。这里，导丝转动结构b13滑动的设置在安装架b11上，并且还连接在导丝移动结构b12导丝移动结构b12b12的移动端，即导丝移动结构b12能够带动导丝转动结构b13移动，导丝推送组件a7与导丝转动结构b13连接，以使得导丝推送组件a7对导丝施加的推拉动作和旋转动作互不干扰。

如图32所示，导丝移动结构b12包括第一动力结构b14以及由同步带轮b121和同步带b122构成的同步带b122结构，还包括移动导轨b125、移动滑块b126、移动座b123和同步连接件b124。其中，第一动力结构b14为产生并提供动力的结构，其与后述的第二动力结构的结构相同，并且与后述导管驱动组件b2的结构近似(导管驱动组件b2与第一动力结构b14、第二动力结构的不同之处仅在于增加了用于与动力盒的盒本体b6连接的动力连接件b1418)；同步带轮b121设置有两个，并且转动连接在安装架b11上，两个同步带轮b121之间设置有同步带b122，以使得两个同步带轮b121同步转动；移动导轨b125设置在安装架b11上，且移动导轨b125的延伸方向与同步带b122的延伸方向平行或者说一致，同时在移动导轨b125上滑动设置有移动滑块b126，以使得移动滑动的滑动方向与同步带b122的延伸方向一致；移动座b123固定在移动滑块b126上，并随移动滑块b126一同沿移动导轨b125滑动，而且同步连接件b124与移动座b123连接，并将同步带b122上的一处位置与移动座b123连接，具体地，同步带b122上一处位置位于同步连接件b124与移动座b123之间，通过同步连接件b124与移动座b123螺栓连接后，同步连接件b124与移动座b123夹紧同步带b122的一处位置，以使得同步带b122的一处位置与移动座b123和移动滑块b126的位置固定，如此，当同步带轮b121带动着同步带b122转动时，固定在同步带b122上的移动座b123受到同步带b122的拉动而位移，同时移动座b123受到移动导轨b125和移动滑块b126的导向作用而随着移动滑块b126沿移动导轨b125滑动位移，进而通过同步带轮b121的转动带动移动座b123相对于移动导轨b125位移。

具体地，第一动力结构b14固定在安装架b11上，且第一动力结构b14的动力输出端与其中一个同步带轮b121传动连接，进而带动同步带轮b121旋转，为移动座b123沿移动导轨b125位移提供动力；导丝转动结构b13固定在移动座b123上，并随移动座b123沿移动导轨b125位移。当器械盒a与动力盒b连接时，导丝推送组件a7与导丝转动结构b13连接，以使得导丝转动结构b13的旋转动力传输给导丝推送组件a7，使得导丝推送组件a7能够带动导丝旋转，而且导丝转动结构b13能够沿移动导轨b125位移，通过第一动力结构b14带动同步带轮b121旋转，可以带动导丝推送组件a7沿滑槽a5位移，以使得导丝推送组件a7能够带动导丝移动而实现推送。

其中，如图32所示，安装架b11上设置有两个支架，一个支架与第一动力结构b14固定连接，第一动力结构b14的动力输出轴b1409与一个同步带轮b121传动连接，以带动同步带轮b121转动；另一个支架与另一个同步带轮b121连接，具体地，另一个同步带轮b121穿设有轮轴，轮轴的两侧分别设置有轴承，并通过轴承与支架固定，以实现同步带轮b121与支架的转动连接。而且，轴承与轮轴之间通过卡簧b1408限位。

导丝转动结构b13主要包括第二动力结构，以及将第二动力结构固定在移动座b123上的连接件等。第二动力结构的结构与第一动力结构b14的结构相同。

下面将导管驱动组件b2结合第一动力结构b14和导丝转动结构b13进行说明，导管驱动组件b2为第一导管推送轴a801提供旋转动力，第一动力结构b14为同步带轮b121提供旋转动力，导丝转动结构b13为导丝推送组件a7提供旋转动力，由于三者均是提供旋转动力，可以使两者的主体结构相同(即第一动力结构b14、第二动力结构和导管驱动组件b2的结构相同或近似)，也可以不同，比如，可以设置为电机直接驱动的结构。

又比如，如图33-图35所示(图33-图35实际为导管驱动组件b2的剖视图，但是由于其与第一动力结构b14相近，所以第一动力结构b14的结构也可参见此图)，第一动力结构b14包括动力基座b1406、动力电机b1401、第一动力锥齿轮b1402、第二动力锥齿轮b1403和动力输出轴b1409。其中，动力基座b1406为具有顶端开口和底端开口的矩形筒状件，其具有安装内腔，动力电机b1401固定在矩形筒状件的侧壁上，且转轴穿过侧壁，底端开口处设置有封堵底端开口的底座b1420，动力输出轴b1409从顶端开口伸出(导管驱动组件b2还包括封堵顶端开口的动力连接件b1418，且动力输出轴b1409的伸出端穿过动力连接件b1418；此动力连接件b1418用于连接导管驱动组件b2和动力盒)，并且顶端开口与安装架b11连接以被安装架b11封堵，进而实现动力基座b1406的固定；第一动力锥齿轮b1402连接在动力电机b1401的转轴上，并由动力电机b1401带动第一动力锥齿轮b1402转动，具体地，第一动力锥齿轮b1402套设在动力电机b1401的转轴上，并通过螺钉或者花键固定，以保证第一动力锥齿轮b1402与动力电机b1401连接的稳定性；第二动力锥齿轮b1403与动力基座b1406转动连接，具体地，第二动力锥齿轮b1403的外周套设有动力轴承，并通过动力轴承与动力基座b1406转动连接；这里，在动力轴承的端部，通过卡簧b1408将动力轴承的内圈与第二动力锥齿轮b1403周向定位，通过轴承压盖b1407将动力轴承的外圈与动力基座b1406限位，进而防止动力轴承相对于第二动力锥齿轮b1403和动力基座b1406沿轴向滑动，当然也可以通过第二动力锥齿轮b1403和动力基座b1406上的凸部形成对动力轴承的限位；而且，动力轴承包括沿轴向并列设置的第一动力轴承b1404和第二动力轴承b1405，即第一动力轴承b1404通过卡簧b1408和轴承压盖b1407的形式限位，第二动力轴承b1405通过第二动力锥齿轮b1403和动力基座b1406上的凸部形成限位；第二动力锥齿轮b1403的轴向与第一动力锥齿轮b1402的轴向垂直，同时第一动力锥齿轮b1402与第二动力锥齿轮b1403啮合，以使得第一动力锥齿轮b1402带动第二动力锥齿轮b1403转动。动力输出轴b1409与第二动力锥齿轮b1403连接，以使得第二动力锥齿轮b1403的转动带动动力输出轴b1409的转动，进而使动力输出轴b1409形成旋转动力，进而带动同步带轮b121旋转。

进一步地，如图33所示，为了使动力输出轴b1409与同步带轮b121的轮轴的连接更加稳定，动力输出轴b1409同轴贯穿第二动力锥齿轮b1403的中部，动力输出轴b1409与第二动力锥齿轮b1403之间通过平键b1410连接，以使得第二动力锥齿轮b1403可以带动动力输出轴b1409转动，且动力输出轴b1409上设置有轴向滑槽，平键b1410伸入到轴向滑槽中并能在轴向滑槽中滑动，从而使得动力输出轴b1409可以相对于第二动力锥齿轮b1403沿轴向滑动。动力输出轴b1409的伸出端伸出于动力基座b1406，用于输出旋转动力，动力输出轴b1409的另一端位于安装内腔中，且动力输出轴b1409的该端与动力基座b1406之间设置有弹性件b1415，通过弹性件b1415带动着动力输出轴b1409沿其轴向位移，使得动力输出轴b1409成为浮动轴，进而使得动力输出轴b1409可以弹性抵紧同步带轮b121，避免传动失效。具体地，动力输出轴b1409的位于安装内腔中的一端套设置有开口挡圈b1413、垫片环b1412和摩擦轴套b1414，开口挡圈b1413用于对垫片环b1412和摩擦轴套b1414进行限位，以限位垫片环b1412和摩擦轴套b1414沿靠近动力输出轴b1409的轴向发生位移，垫片环b1412位于开口挡圈b1413和摩擦轴套b1414之间，弹性件b1415设置为压缩弹簧，压缩弹簧的一端与摩擦轴套b1414套接并抵触、另一端连接底座b1420，进而通过压缩弹簧对摩擦轴套b1414施加弹力，以给动力输出轴b1409提供伸出动力基座b1406的弹力，进而带动着垫片环b1412、开口挡圈b1413和动力输出轴b1409位移。

同理，导管驱动组件b2和第二动力结构可以类似于上述的第一动力结构b14，将动力电机b1401的转动转换为动力输出轴b1409的转动，并形成带动第一导丝传动轴a756或者第一导管推送轴a801转动的旋转动力；而且动力电机b1401的转轴和动力输出轴b1409的转动轴向相垂直，有利于节省占用空间。进一步地，当器械盒a与动力盒b连接时，使动力输出轴b1409弹性抵紧第一导丝传动轴a756或者第一导管推送轴a801，提升传动可靠性和安全性。不同的是，导丝转动结构b13将动力连接件b1418替换为移动座b123，通过移动座b123直接与动力基座b1406连接，进而使动力机座与移动座b123一同位移；而导管驱动组件b2的动力连接件b1418则用于与动力盒b固定连接。

下面结合上述器械盒a和动力盒b的内容对器械盒a和动力盒b的连接结构进行具体说明。

在动力盒b的导丝驱动组件b1中，如图45-图47所示，移动座b123上设置有连接基座b3，动力盒b的表面开设有导向槽b61，连接基座b3设置在导向槽b61内，连接基座b3包括基座本体、定位件b31和第二连接件。当器械盒a与动力盒b连接时，推送基座a72与连接基座b3对接，或者推送基座a72可以单独与连接基座b3对接，进而通过连接基座b3的位移带动推送基座a72位移。具体地，在推送基座a72上设置有定位孔a722、第一电连接件a723(例如为弹性电气触头)和第一磁性件a721，相对应地，在基座本体b34上设置有定位件b31、第二电连接件b33(例如为弹性电气触头)和第二磁性件b32，定位孔a722与定位件b31相匹配，当推送基座a72与连接基座b3对接时，定位件b31嵌入到定位孔a722中，同时第一磁性件a721与第二磁性件b32吸合，第一电连接件a723和第二电连接件b33电连接，以实现推送基座a72与连接基座b3的稳定连接，以及导丝推送组件a7与导丝驱动组件b1之间的电气连接。而且，在连接基座b3上设置有通孔b36，以供导丝驱动结构中的动力输出轴b1409伸出，当推送基座a72与连接基座b3对接时，动力输出轴b1409穿过该通孔b36与推送基座a72中的第二导丝传动轴a752传动连接，以使得导丝推送组件a7与导丝驱动组件b1之间的旋转动力连接。

这里，定位孔a722和定位件b31、第一磁性件a721和第二磁性件b32对接的结构可以设置有两组或者三组及以上，进而提升连接可靠性。具体地，如图46和图47所示，第二磁性件b32设置在基座本体b34的靠近动力盒的内表面上，且内表面上设置有用于容纳第二磁性件b32的容纳槽b35。如此就可以实现对第二磁性件b32的隐蔽设置，提升了动力盒的外形美观程度，同时也使得结构布局更加合理。进一步地，令第二磁性件b32为多个，并分别位于第二电连接件b33设置位置的两侧；全部第二磁性件b32与多个第一磁性件a721一对一吸附，对应的，如图43和图44所示，令传送基座的底部设置有位于第二导丝传动轴a752两侧的多个第一磁性件a721。如此，可以提高连接基座b3和传送基座的连接稳定性。

基座本体上设置有连接槽b37，第一螺钉b38穿过连接槽b37以与导丝驱动组件b1的移动座b123连接。并且，定位件b31的与基座本体接触的底面上开设有螺纹孔，第二螺钉b39穿过基座本体并与螺纹孔连接，以将定位件b31固定在基座本体上。

相对应地，如图21所示，辅助夹持组件a10的下部设置第三电连接件a106(例如为弹性电气触头)，动力盒b的上部设置有第四电连接件(例如为弹性电气触头)，当动力盒b与器械盒a对接时，第三电连接件a106与第四电连接件位置相对应并电连接，进而实现对辅助夹持组件a10中的直线运动模组a102进行供电。

在器械盒a和动力盒b之间，导丝驱动组件b1的动力输出轴b1409与导丝推送组件a7的第一导丝传动轴a756之间，以及导管驱动组件b2的动力输出轴b1409与导管推送组件a8的第二导管推送轴a806之间设置有十字滑块联轴器，以保证在具有较小的偏心误差时，也可以实现传动。

具体地，如图27、图36-图40以及图45所示，第一导丝传动轴a756或者第一导管推送轴a801的端部设置有滑槽件b1419，滑槽件b1419的端面沿径向开设有第一凹槽b1423，动力输出轴b1409的伸出端的端面上沿径向开设有第二凹槽b1424，滑槽件b1419与动力输出轴b1409之间通过动力连接滑块b1411连接。动力连接滑块b1411的两端面分别沿径向设置有第一凸块b1421和第二凸块b1422，在动力连接滑块b1411的径向上，第一凸块b1421垂直于第二凸块b1422，第一凸块b1421能进入并嵌合在第一凹槽b1423内并沿第一凹槽b1423滑动，第二凸块b1422能进入并嵌合在第二凹槽b1424内并沿第二凹槽b1424滑动，如此，由于存在加工和装配误差，当器械盒a装入动力盒b时，如果动力输出轴b1409的轴心和滑槽件b1419的轴心不在同一直线上，存在偏心误差，运动过程中通过动力连接滑块b1411沿着滑槽件b1419上的第一凹槽b1423和动力输出轴b1409的第二凹槽b1424的滑动，从而可以适应两轴的偏心，避免传动机构卡死，同时可以实现高精度的传递。如果不使用这种方案，可以将动力输出轴b1409与第一导丝传动轴a756或第一导管推送轴a801直接连接，并取消动力连接滑块b1411和滑槽件b1419，此时为了适应动力输出轴b1409的轴心和第一导丝传动轴a756或第一导管推送轴a801的轴心不在同一直线上的偏心误差，动力输出轴b1409和第一导丝传动轴a756或第一导管推送轴a801之间的连接间隙势必需要加大，这样就会牺牲动力传递的精度，不能实现高精度传递。

其中，滑槽件b1419上设置的第一凹槽b1423设置为十字形，而且，第一凸块b1421的中部设置有缺口，以将第一凸块b1421分为两部分。当第一凸块b1421与第一凹槽b1423嵌合时，第一凸块b1421的两部分具有两种垂直的嵌合方式，提升了嵌合成功率，而且，当滑槽件b1419与动力连接滑块b1411的轴心偏差较大时，第一凸块b1421的其中一部分位于第一凹槽b1423的十字形中部，便不能实现传动连接，防止产生可靠性较差的传动连接。

进一步地，如图33、图34以及图36-图39所示，动力连接滑块b1411的中部设置有第三磁性件b1416，动力输出轴b1409的中部设置有第四磁性件b1417，即，第三磁性件b1416设置在第二凸块b1422的中部，第四磁性件b1417设置在第二凹槽b1424的底部中部，当第二凸块b1422嵌入第二凹槽b1424内时，第三磁性件b1416与第四磁性件b1417吸附连接。当第二凸块b1422相对于第二凹槽b1424偏移时，通过第三磁性件b1416和第四磁性件b1417的吸附作用，可以带动第二凸块b1422与第二凹槽b1424对正，即动力连接滑块b1411和动力输出轴b1409轴心对正。如此，在器械盒a装入动力盒b之前，可以始终保持动力连接滑块b1411与动力输出轴b1409的轴心对齐，便于动力连接滑块b1411和滑槽件b1419的正确导入嵌合。

结合上述第一动力结构b14、导丝驱动结构以及导管驱动组件b2的描述内容，当器械盒a装入动力盒b上时，动力连接滑块b1411上的第一凸块b1421和滑槽件b1419上的第一凹槽b1423相位正好匹配时，动力连接滑块b1411的第一凸块b1421插入滑槽件b1419的第一凹槽b1423，从而实现动力的传递；当器械盒a装入动力盒b上时，动力连接滑块b1411上的第一凸块b1421和滑槽件b1419上的第一凹槽b1423相位不匹配时，由于动力输出轴b1409能进行浮动，滑槽件b1419对动力连接滑块b1411施加轴向压力，从而推着动力输出轴b1409往下运动，此时动力连接滑块b1411上的第一凸块b1421和滑槽件b1419上的第一凹槽b1423相位不匹配并不会影响器械盒a装入到动力盒b，当系统初始化时，动力电机b1401驱动动力连接滑块b1411转动，此时由于动力连接滑块b1411上的第一凸块b1421和滑槽件b1419上的第一凹槽b1423相位不匹配，滑槽件b1419并不会被驱动旋转，动力电机b1401驱动动力连接滑块b1411转动至动力连接滑块b1411上的第一凸块b1421和滑槽件b1419上的第一凹槽b1423相位匹配时，弹性件b1415的推力作用使动力连接滑块b1411上的第一凸块b1421进入滑槽件b1419上的第一凹槽b1423中，从而实现两者的有效结合，从而有效的实现了动力输出轴b1409和滑槽件b1419之间的动力传递。

器械盒a与动力盒b的结构相匹配，以使得器械盒a能够连接在动力盒b的上方，具体地，如图6所示，在器械盒a的底壁上设置有导向孔a6和第五磁性件a9，如图28所示，在动力盒b的顶壁(此顶壁的表面即为设置基座本体b34的表面)上设置有导向件b4和第六磁性件b5，当器械盒a与动力盒b对接时，导向件b4嵌合在导向孔a6内，同时第五磁性件a9与第六磁性件b5吸合，以实现器械盒a与动力盒b之间的稳定连接，进而实现上述器械盒a与动力盒b的快速拆装连接。这里，导向孔a6和导向件b4、第五磁性件a9和第六磁性件b5对接的结构可以设置有两组或者三组及以上，进而提升连接可靠性。

上述中，第一磁性件a721和第二磁性件b32磁吸连接的形式，第三磁性件b1416与第四磁性件b1417磁吸连接的形式，第五磁性件a9与第六磁性件b5磁吸连接的形式，可以是两个磁铁的连接，或者磁铁和铁块的连接。

下面对主端操作组件c进行具体说明。

主端操作组件c为主端操作装置的组成部分，其与器械盒a及其内部设置的执行器械、动力盒b及其内部设置的动力部件等从端结构分别位于不同的环境中，并且与从端结构通信连接。主端操作装置除包括主端操作组件c以外还包括主手平台、显示器等部件。

如图51-图55所示，主端操作组件c包括安装基座c1、支撑件c3、安装件c4、移动力反馈组件c2、转动力反馈组件c5和手柄组件c6。其中，支撑件c3设置在安装基座c1上，安装件c4滑动设置在安装基座c1上(具体是安装件c4设置在后述的主端滑块c255上)，以使得安装件c4可以相对于支撑件c3发生位移，移动力反馈组件c2设置在支撑件c3和安装件c4之间，通过移动力反馈组件c2输出反馈力并作用于支撑件c3和安装件c4，并在安装件c4和支撑件c3相对位移时产生相应的移动阻力；手柄组件c6和转动力反馈组件c5设置在安装件c4上，具体地，手柄组件c6通过转动力反馈组件c5连接在安装件c4上，通过转动力反馈组件c5输出反馈力并作用于安装件c4和手柄组件c6，并在安装件c4和手柄组件c6相对转动时产生相应的转动阻力。在使用时，手柄组件c6能够相对于安装基座c1移动和转动，移动力反馈组件c2用于在手柄组件c6相对于安装基座c1的移动方向上产生移动阻力，以模仿导丝送丝过程中受到的血栓等障碍物的阻力，转动力反馈组件c5用于在手柄相对于安装基座c1的转动方向上产生转动阻力，以模仿导丝在捻丝过程中受到的血栓等障碍物的阻力。如此，在介入手术过程中，医生操作手柄组件c6进行推拉或者旋转，远程控制导丝的送丝、捻丝以及二者的复合运动，同时可以根据移动力反馈组件c2和转动力反馈组件c5的反馈力感知到血管中血栓等障碍物的阻力，进而及时调整送丝和捻丝的方向和力的大小，满足医生传统操作习惯，便捷地实现送丝与捻丝的操作。

需要说明的是，移动力反馈组件c2和转动力反馈组件c5的反馈力，由实际导丝送丝和捻丝过程中受到的阻力决定，结合上述力传感器a734可知，力传感器a734用于检测到两个夹持端在夹紧导丝时导丝所承受的阻力大小，即导丝送丝和捻丝过程中受到的阻力，故此，移动力反馈组件c2和转动力反馈组件c5均能够与力传感器a734通信连接，使得移动力反馈组件c2能依据力传感器a734反馈的轴向阻力信号，使转动力反馈组件c5和手柄组件c6相对于安装基座c1移动或具有移动趋势(移动趋势指的是具有移动的倾向但还未实际移动)，并且使得转动力反馈组件c5能依据力传感器a734反馈的周向阻力信号，使手柄组件c6相对于安装基座c1转动或具有转动趋势，进而形成移动力反馈组件c2和转动力反馈组件c5的反馈力。

移动力反馈组件c2包括第一主端电机c21、第一缠绕轴c23、第二柔性传动件c24组成的第一电机绕线机构和连杆滑块传动机构c25，其中，第一主端电机c21的作用是依据上述的轴线阻力信号提供阻力，其通过第一主端法兰c22设置在安装基座c1上，具体地，第一主端电机c21通过螺丝固定在第一主端法兰c22上，并与第一主端法兰c22一同固定在支撑件c3上；第一缠绕轴c23与第一主端电机c21的输出轴同轴连接，具体地，第一缠绕轴c23通过第一顶丝固定到第一主端电机c21的输出轴上，并随输出轴一同旋转，而且，在第一缠绕轴c23上设置有第一螺旋槽；第二柔性传动件c24缠绕在第一缠绕轴c23上，其从第一缠绕轴c23上伸出的至少一端与连杆滑块传动机构c25连接，即第二柔性传动件c24的一端或两端与连杆滑块传动机构c25连接，也就是说，可以令其一端与第一缠绕轴c23连接，另一端与连杆滑块传动机构c25连接，或者，如图52所示，令其两端均与连杆滑块传动机构c25的第一绕线盘c251连接，且两端与第一绕线盘c251连接的两个连接位置位于第一绕线盘c251转动圆心的两侧，从而通过第二柔性传动件c24将第一缠绕轴c23的旋转传递给连杆滑块传动机构c25，具体地，第二柔性传动件c24缠绕在第一缠绕轴c23的第一螺旋槽内，以实现连接；连杆滑块传动机构c25用于将旋转运动转换为直线运动，连杆滑块传动机构c25连接在支撑件c3和安装件c4之间，进而将第一缠绕轴c23的旋转运动转换为安装件c4的直线运动，如此实现移动力反馈。

其中，如图51-图53所示，连杆滑块传动机构c25包括第一绕线盘c251、主端连杆c253、直线导轨c254和主端滑块c255。第一绕线盘c251转动连接在支撑件c3上，支撑件c3固定设置在安装基座c1上，第二柔性传动件c24的一端或两端与第一绕线盘c251连接，具体地，第二柔性件依次缠绕在第一缠绕轴c23和第一绕线盘c251上，并通过第一预紧件与第一绕线盘c251连接，以提升连接的安全性和传动的柔性，这里第一预紧件设置为弹簧；直线导轨c254设置在安装基座c1上，主端滑块c255滑动连接在直线导轨c254上，主端连杆c253的一端与第一绕线盘c251铰接、另一端与主端滑块c255铰接，具体地，主端连杆c253通过曲柄轴承c256铰接在第一绕线盘c251上，曲柄轴承c256与第一绕线盘c251相对于支撑座转动的转动轴间隔设置，以形成曲柄，进而通过第一绕线盘c251的转动带动主端滑块c255沿直线导轨c254滑动。而且，安装件c4通过螺丝固定在主端滑块c255上，并随主端滑块c255一同沿直线导轨c254滑动，进而实现安装件c4相对于安装基座c1的直线位移，具体地，安装件c4设置为法兰件。

在第一绕线盘c251的两端侧设置有第一端盖c252，两个第一端盖c252通过螺钉连接在第一绕线盘c251上，并在两个第一端盖c252和第一绕线盘c251之间形成U型绕线槽，第二柔性传动件c24缠绕在该U型绕线槽内，进而防止第二柔性传动件c24在传动过程中从第一绕线盘c251上脱出。具体地，第一端盖c252和第一绕线盘c251设置为半圆形结构，第一柔性传动件沿半圆形的弧边延伸，且连接在弧边和直板的交汇处，同时曲柄轴承c256设置在弧边与直板的交汇处。

如图51-图55所示，转动力反馈组件c5主要包括第二电机绕线机构，第二电机绕线机构包括第二主端电机c51、第二缠绕轴c52、第三柔性传动件c53、第二绕线盘c54和销轴c56，其中，第二主端电机c51用于依据周向阻力信号提供阻力，并固定在安装件c4上，具体地，第二主端电机c51通过螺丝固定在第二主端法兰上，并与第二主端法兰一同固定在安装件c4上；第二缠绕轴c52与第二主端电机c51的输出轴同轴连接，具体地，第二缠绕轴c52通过第二顶丝固定到第二主端电机c51的输出轴上，并随输出轴一同旋转，而且，在第二缠绕轴c52上设置有第二螺旋槽；第二绕线盘c54通过销轴c56转动连接在安装件c4上，具体地，第二绕线盘c54与销轴c56同轴连接，销轴c56贯穿安装件c4，并在销轴c56和安装件c4之间设置有手柄转动轴承c58，以使得销轴c56和第二绕线盘c54形成的整体相对于安装件c4转动设置，这里销轴c56与第二绕线盘c54的轴孔过盈配合，同时在销轴c56的端部设置有锁紧件c57，以使销轴c56的两端分别设置锁紧件c57和第二绕线盘c54，进而对销轴c56的轴向限位锁紧；第三柔性传动件c53一端与第二缠绕轴c52连接、另一端与第二绕线盘c54连接，或者两端均与第二绕线盘c54连接(与第二柔性传动件c24和第一绕线盘c251的连接方式相同)，通过第三柔性传动件c53将第二缠绕轴c52的旋转传递给第二绕线盘c54，具体地，第三柔性传动件c53依次缠绕在第一缠绕轴c23的第二螺旋槽以及第二绕线盘c54内。如此，第二主端电机c51可以对第二绕线盘c54施加转动反馈力，进而将转动反馈力作用于手柄组件c6上。

同样的，在第二绕线盘c54的两侧设置有第二端盖c55，两个第二端盖c55通过螺钉连接在第二绕线盘c54上，并在两个第二端盖c55和第二绕线盘c54之间形成U型槽结构，第三柔性传动件c53设置在该U型槽结构内，进而防止第三柔性传动件c53在传动过程中从第二绕线盘c54上脱出。

如上，第二柔性传动件c24和第三柔性传动件c53可以设置为绳或者带，进而形成绳传动或者带传动，第二柔性传动件c24和第三柔性传动件c53更优选为钢丝绳。

如图54所示，手柄组件c6包括固定外套管c61、转动内套管c62和手柄转动部c63，其中，固定外套管c61通过固定件c59与安装件c4固定连接，具体地，固定件c59设置为法兰件，套设在固定外套管c61外并与安装件c4连接；转动内套管c62穿设在固定外套管c61内，并与固定外套管c61转动连接，具体地，在转动内套管c62和固定外套管c61之间设置有轴承，以提升转动可靠性，而且转动内套管c62与第二缠绕轴c52连接，具体地，转动内套管c62通过第三顶丝固定于第二绕线盘c54的轴孔，以使得转动内套管c62与第二缠绕轴c52同轴，并能够同步转动；转动内套管c62的一端与第二绕线盘c54固定、另一端与手柄转动部c63固定，手柄转动部c63位于固定外套管c61外。如此，通过操作手柄转动部c63，在转动内套管c62的连接作用下，可以带动第二绕线盘c54转动，而转动力反馈组件c5的转动反馈力作用于第二绕线盘c54，进而模仿导丝在进行捻丝动作时受到的阻力。

如图55所示，手柄转动部c63包括手柄连接件c631、手柄转动件c632、压力传感器c633力传感器a734和防护套c634，手柄转动件c632套设在转动内套管c62的外部，并通过手柄连接件c631连接固定，具体地，由于手柄连接件c631的作用，以使得手柄转动件c632能够部分套设在固定外套管c61外，这里手柄转动件c632与固定外套管c61转动配合，可以防止手柄组件c6内部进入杂物；防护套c634套设在手柄转动件c632的外侧，压力传感器c633力传感器a734设置在防护套c634和手柄转动件c632之间，通过控制对保护套的握力大小，控制对导丝施加的夹持力大小，即导丝的夹持和松开，模仿医生实际操作导丝的传统动作。

手柄转动件c632的外壁开设有手柄安装槽a7346，以供压力传感器c633力传感器a734和防护套c634嵌入连接，具体地，手柄安装槽a7346设置有台阶型，压力传感器c633力传感器a734设置为薄片型，并嵌入连接在手柄安装槽a7346的内槽内，防护套c634将压力传感器c633力传感器a734覆盖，并嵌入连接在手柄安装槽a7346的外槽内，具有较佳的防护效果，以及操作便捷性。

基于上述实施例提供的实施方式可知，介入手术机器人包括主端操作装置和从端操作装置(从端操作装置包括上述的器械盒a、动力盒b和支撑臂d)，并且主端操作装置与从端操作装置通信连接，主端操作装置可以向从端操作装置发送指令，控制从端操作装置进行介入手术，相应的，从端操作装置也可以向主端操作装置反馈手术过程中的相关信息，比如在推进导丝行进过程中所受到的阻力等。

具体的，主端操作装置包括主端操作组件及主手平台，其中，主端操作组件为实现医生感受到从手力反馈的主要机构，同时也是医生控制从端操作装置推进导丝/导管或者旋转导丝/导管的主要机构，主手平台主要则主要用于基于主端操作组件的动作向从端操作装置发送指令，同时，也执行本实用新型实施例提供的控制方法，控制主端操作组件输出反馈力矩，为医生提供更为舒适且更为真实的操作感受。从端操作装置主要包括导丝推送组件及从手平台。其中从手平台为一个被动机械臂，通过电磁抱闸实现机械臂的锁定和解锁，解锁后操作者可通过调整机械臂位置到一个合适的位置来进行设备机构的摆位，导丝推送组件为执行导丝/导管推进、旋转的主要执行结构，更为关键的是，可以向主端操作装置反馈在控制导丝行进过程中所受的阻力，即从手阻力。

现有的力反馈控制方法中，主端操作装置直接将从端操作装置反馈的导丝在血管中所受阻力反馈给医生，医生在未推进导丝行进的情况下，仍然会感受到反馈阻力，容易导致医生在长时间手术的过程中感到疲劳，影响手术的安全性。

为解决这一问题，本申请提供一种介入手术机器人力矩反馈方法，应用于主端操作装置，具体的，应用于主端操作装置中主手平台的控制器。当然，在某些情况下，也可以应用于网络侧的服务器。参见图56，图56是本实用新型实施例提供的介入手术机器人力矩反馈方法的流程图，本方法的流程可以包括：

S10、获取变阻抗系数、上一时刻的主手位置以及当前时刻的主手位置。

结合介入手术机器人的基本结构可知，在理论上，医生在操作主端操作组件时，导丝推送组件会与主端操作组件发生相同的位置变化，比如，医生推进主端操作组件移动5mm，相应的，导丝推送组件也应控制导丝在血管中推进5mm，再比如，医生旋转主端操作组件转动5°，相应的，导丝推送组件也应同步转动导丝5°，只有这样才能确保医生能够准确的把握手术进程。

然而，在实际应用中，主端操作装置与从端操作装置之间难免存在信号传输延时，同时，由于机械结构自身的尺寸偏差等其他因素，导致主端操作组件与导丝推送组件在动作一致性方面存在一定偏差，这一偏差会影响到主端操作组件向医生的反馈阻抗力矩的效果。也就是说，主端操作组件的运行状态以及导丝推送组件的运行状态，对于主端操作组件的反馈力矩都是影响的。基于此，本实用新型实施例提供的控制方法中，使用变阻抗系数表征主端操作组件运行状态以及导丝推送组件运行状态对主端操作组件反馈力矩的影响，至于变阻抗系数的具体计算方法，将在后续内容中详细展开，此处暂不详述。

至于主手位置，在实际应用中，会因为主端操作组件物理结构、机械原理的不同而存在不同的表示方式，但不论具体采用何种方式，主手位置都表示主端操作组件相对于起始位置的变化量。为了实时、准确的获知主手位置，可以按照预设的采样频率不断的采集主手位置，通常，在不同的时刻，主手位置有可能相同也有可能不同，取决于医生是否操作主端操作组件。本实施例提供的控制方法，需要获取主端操作组件在上一时刻的主手位置以及在当前时刻的主手位置。

基于上述内容，在一种可能的实施方式中，主端操作组件设置有码盘和驱动电机，在主端操作组件采用前述实施例提供的实现方式的情况下，移动力反馈组件可以包括第一码盘和第一主端电机，相应的，转动力反馈组件则可以包括第二码盘和第二主端电机，此种情况下，可以基于码盘值以及相应的驱动电机的减速比计算主手位置。以计算当前时刻的主手位置为例，可以按照下式确定当前时刻的主手位置：

Pmas＝(En_t–E_init)/EnRate/MotorReduction/TransReduction(1)

其中，Pmas表示主手位置；

En_t表示当前时刻的码盘读数；

En_init表示预存的码盘的初始零位；

EnRate表示码盘分辨率；

MoterReduction表示驱动电机的减速比；

TransReduction表示传动机构的传动比。

需要说明的是，式(1)给出的计算方式，依赖于具体的主端操作组件的机械结构，当主端操作组件机械结构发生改变时，需要对式(1)进行相应调整，具体可参照相关技术实现，本实用新型对此不做限定。上一时刻的主手位置，同样可以参照式(1)确定，此处不再一一展开。

还需要说明的是，主手位置可以是前后方向移动的位置，也可以是沿中心轴线转动的位置，均可以参照上述公式确定。值得注意的是，在如果希望确定主端操作组件推进导丝时的反馈力矩，应使用主端操作组件在前后方向变化的主手位置，如果希望确定主端操作组件在旋转导丝时的反馈力矩，应使用主端操作组件沿中心轴线转动时的主手位置。进一步的，结合实际的应用场景，本实施例中述及的当前时刻的主手位置，是在医生操作主端操作组件，即推进主端操作组件或旋转主端操作组件后的主手位置，是与医生对于介入手术机器人的操控紧密结合的。

S11、根据上一时刻的主手位置以及当前时刻的主手位置，确定主端操作组件的位置变化量。

在确定上一时刻的主手位置以及当前时刻的主手位置之后，计算上一时刻的主手位置与当前时刻的主手位置之差的绝对值，即可得到主端操作组件的位置变化量。当然，该位置变化量可以是位移量，也可以是角度变化量。

S12、根据变阻抗系数以及位置变化量，确定主端操作组件的目标反馈力矩。

在一种可能的实现方式中，可以按照如下公式(2)，基于前述步骤所得变阻抗系数以及位置变化量计算主端操作组件的目标反馈力矩。

Torque＝ Imp×σP1           (2)

其中，Torque表示主端操作组件的目标反馈力矩；

Imp表示变阻抗系数；

σP1表示位置变化量。

S13、控制主端操作组件输出目标反馈力矩。

与采集主端操作组件的主手位置类似，控制主端操作组件输出目标反馈力矩的具体实现，会因为主端操作组件的机械结构不同而有所差异。

结合前述实施例给出的主手操作组件的可选实现方式，主端操作组件中设置有驱动电机，具体包括移动力反馈组件中的第一主端电机以及转动力反馈组件中的第二驱动电机，执行本实用新型实施例提供的控制方法的控制器在基于前述步骤确定目标反馈力矩之后，依据预设的反馈力矩与驱动电流之间的对应关系，确定与目标反馈力矩对应的目标驱动电流，并进一步按照所得目标驱动电流控制驱动电机输出该目标反馈力矩，达到给医生更为真实、准确的力矩反馈的目的。可以理解的是，如果医生操纵的是移动力反馈组件，则此步骤需要控制前述第一主端电机输出目标反馈力矩，如果医生操纵的是转动力反馈组件，则此步骤需要控制前述第二主端电机输出目标反馈力矩。

具体的，目标驱动电流可以按照如下公式进行计算：

Im＝1000×Torque/MotorReduction/TransReduction/

MotorRatedTorque(3)

其中，Im表示目标驱动电流的千分比值；

Torque表示前述步骤计算得到的目标反馈力矩；

MoterReduction表示驱动电机减速比；

TransReduction表示相应传动机构的传动比；

MotorRatedTorque表示驱动电机的力矩常数。

可以理解的是，公式(3)所示计算方法，仅仅是一种可选示例，在实际应用中，驱动电流的计算应结合主端操作组件的机械结构确定，此处不再详述。

综上所述，本实用新型实施例提供的介入手术机器人力矩反馈方法中，主端操作组件输出的目标反馈力矩取决于主端操作组件在当前时刻的主手位置相对于上一时刻主手位置的位置变化量，只有在主端操作组件发生位置变化，即只有在医生操作主端操作组件的情况下，才会输出相应的反馈力矩，而在主端操作组件未产生位置变化量的情况下，是不会相医生反馈力矩的，因此，与现有技术相比，可以避免在未推进导丝行进的情况下，仍然会感受到反馈阻力，容易导致医生在长时间手术的过程中感到疲劳的问题，有助于提高手术的安全性。

结合临床应用经验，不同医生的操作习惯以及手部对于主端操作组件的操作用力必然存在一定的差异，因此，在实际应用中，在对主端操作组件进行相同操作的情况下，如果反馈的力矩是相同的，通常难以满足不同医生的操作习惯，导致有的医生操作时感觉反馈力矩过大，容易导致医生疲劳，相反的，有的医生则会感觉反馈力矩过小，容易在控制导丝的过程中出现偏差，手术控制精度难以保证。

解决这一问题，本实用新型提供另外一种如图57所示的力矩反馈方法，在图56所示实施例的基础上，本实施例还包括S20以及S21两个步骤，下面对S20以及S21的具体实现过程予以介绍，至于图57所示实施例中的其他步骤，均可参照图56所示实施例对应内容实现，此处不再复述。

具体的，在执行S11，根据上一时刻的主手位置以及当前时刻的主手位置，确定主端操作组件的位置变化量之后，执行S20。

S20、获取用户输入的调整系数。

可选的，本实用新型提供的介入手术机器人，其主端操作装置的主手平台上，搭载有三台显示装置，具体的，其中两台显示装置的屏幕尺寸较大，主要用于显示采集得到的DSA影像，将实时造影的数据反应到主手平台，另外一台显示装置的屏幕尺寸较小，主要作为人机交互界面使用，通过该显示装置不仅可以显示机器人运行相关的信息，比如导丝推送组件的阻力值等，还可以供医生输入相应的控制数据。

基于此，可以通过前述显示装置获取用户，即医生输入的调整系数，通过该调整系数调整变阻抗系数的大小。

需要说明的是，还可以通过其他方式获取用户输入的调整系数，在未超出本实用新型核心思想范围的前提下，同样属于本实用新型保护的范围内。

S21、基于调整系数调整变阻抗系数。

具体的，计算调整系数与条阻抗系数的乘积，所得结果即为调整后的变阻抗系数。

在此情况下，S120中目标反馈力矩的计算，则可以按照如下公式进行计算：

Torque＝k×Imp×σP1           (4)

其中，k表示用户输入的调整系数。

综上所述，本实施例提供的力矩反馈方法，通过获取调整系数，可以实现对变阻抗系数的调整，使得主端操作组件可以在面对相同的操作时，反馈不同的反馈力矩，从而满足不同医生的使用习惯，为医生提供更为真实、舒适的使用感受，同时，有助于提高手术的安全性。

下面对前述各个实施例中均涉及到的变阻抗系数的获取过程予以介绍：

作为一种可选的实施方式，首先需要获取主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差与位置偏差，同时，还需要获取主端操作组件的目标速度，结合临床应用需求以及本实用新型提供的主端操作组件的可选实现方式可知，主端操作组件的运动形式主要包括两种，一种是前后方向的移动，用以带动导丝在血管内行进，另外一种是沿中心轴线的旋转，用以调整血管中导丝的角度。基于此，本实用新型实施例中述及的主端操作组件的目标速度，可以是主端操作组件的推进速度，也可以是主端操作组件的旋转速度，在获得前述各项信息之后，即可基于所得阻力偏差、位置偏差以及目标速度，确定变阻抗系数。

具体的，对于主端操作组件的推进速度或旋转速度，二者的具体获取方式会因为主端操作组件的机械结构不同而有所差异，在实际应用中，需要结合主端操作组件的具体结构确定。下面仅以主端操作组件的推进速度为例，简要介绍其计算过程。

在一种可能的实施方式中，主端操作组件设置有编码器和驱动电机以及相应的传动机构，在此种结构下，可以按照下述公式(5)计算主端操作组件的推进速度：

Vm＝ EncoderVelt/EncoderRate/MotorReduction/TransReduction   (5)

Vm表示主端操作组件的推进速度；

EncoderVelt表示当前时刻的编码器速度读数；

EncoderRate表示编码器分辨率；

MoterReduction表示驱动电机减速比；

TransReduction表示传动机构的传动比。

对于主端操作组件的旋转速度，在通常情况下，也可以参照公式(5)实现，当然，如前所述，具体能否采用还需要结合主端操作组件的具体机械结构确定，具体的计算方式，此处不再一一列举。

主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差，基于主手的反馈力以及导丝推送组件反馈的从手阻力计算得到。具体的，获取上一时刻的主手反馈力以及上一时刻的从手阻力，计算二者之差，记得到主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差。

进一步的，主端操作组件与导丝推送组件之间的位置偏差，首先需要获取主端操作组件在当前时刻的主手位置以及上一时刻的从手位置，然后计算当前时刻的主手位置与上一时刻的从手位置之间的偏差，将所得结果作为为主端操作组件与导丝推送组件之间的位置偏差。

至此，计算变阻抗系数的所需数据均已得到，最终可按照如下公式计算变阻抗系数：

Imp ＝ kp×error /σP2 + kd×Vt            (6)

其中，error表示主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差；

σP2表示主端操作组件与导丝推送组件之间的位置偏差；

Vt表示主端操作组件的目标速度；

kp表示力矩偏差产生增益的系数，kd同样为控制系统的预设系数，主要针对差分项进行增益输出，增强Imp系数的收敛性。

按照公式(6)进行变阻抗系数的计算时，首先计算阻力偏差与第一预设系数之积，得到第一积值，即kp×error；然后计算所得第一积值与位置偏差的比值，得到第一比值，即kp×error/σP2；进一步计算推进速度或旋转速度与第二预设系数之积，得到第二积值，即kd×Vm；最后，确定第一比值与第二积值之和为变阻抗系数，即对应于公式(6)的最终结果。

下面对本实用新型提供的介入手术机器人力矩反馈装置进行介绍，本实用新型提供的介入手术机器人力矩反馈装置，与本申请实施例所提供的介入手术机器人力矩反馈方法属于同一申请构思，可执行本申请任意实施例所提供的介入手术机器人力矩反馈方法，具备执行介入手术机器人力矩反馈方法相应的功能模块和有益效果。未在本实施例中详尽描述的技术细节，可参见本申请实施例提供的介入手术机器人力矩反馈方法，此处不再加以赘述。

参见图58，图58是本实用新型实施例提供的一种介入手术机器人力矩反馈装置的结构框图，本实施例提供的控制装置，包括：

第一获取单元10，用于获取变阻抗系数、上一时刻的主手位置以及当前时刻的主手位置；

其中，变阻抗系数用于表征主端操作组件运行状态以及导丝推送组件运行状态对主端操作组件反馈力矩的影响；

第一确定单元20，用于根据上一时刻的主手位置以及当前时刻的主手位置，确定主端操作组件对应的位置变化量；

第二确定单元30，用于根据变阻抗系数以及位置变化量，确定主端操作组件的目标反馈力矩；

第一控制单元40，用于控制主端操作组件输出目标反馈力矩。

可选的，第一获取单元10，用于获取变阻抗系数，包括：

获取主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差与位置偏差，以及主端操作组件的推进速度或旋转速度；

基于阻力偏差、位置偏差以及推进速度或旋转速度，确定变阻抗系数。

可选的，第一获取单元10，用于获取主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差，包括：

获取上一时刻的主手反馈力以及上一时刻的从手阻力；

确定上一时刻的主手反馈力与上一时刻的从手阻力的差为主端操作组件与导丝推送组件之间的阻力偏差。

可选的，第一获取单元10，用于获取主端操作组件与导丝推送组件之间的位置偏差，包括：

获取上一时刻的从手位置；

确定当前时刻的主手位置与上一时刻的从手位置之间的偏差为主端操作组件与导丝推送组件之间的位置偏差。

可选的，第一获取单元10，用于基于阻力偏差、位置偏差以及推进速度或旋转速度，确定变阻抗系数，包括：

计算阻力偏差与第一预设系数之积，得到第一积值；

计算第一积值与位置偏差的比值，得到第一比值；

计算推进速度或旋转速度与第二预设系数之积，得到第二积值；

确定第一比值与第二积值之和为变阻抗系数。

可选的，参见图59，图59是本实用新型实施例提供的另一种介入手术机器人力矩反馈装置的结构框图，在图58所示实施例的基础上，本装置还包括：

第二获取单元50，用于获取用户输入的调整系数，调整系数用于调整变阻抗系数的大小；

调整单元60，用于基于调整系数调整变阻抗系数。

进一步的，本实用新型实施例还提供一种控制器，包括：存储器和处理器；所述存储器存储有适于所述处理器执行的程序，以实现前述任一项实施例提供的介入手术机器人力矩反馈方法。

在一种可能的实施方式中，本实用新型实施例还提供一种主端操作装置，包括：主手平台和主端操作组件，其中，

所述主手平台包括如前述实施例提供的控制器；

所述控制器与所述主端操作组件相连。

在一种可能的实施方式中，本实用新型实施例还提供一种介入手术机器人，包括：从端操作装置以及如本实用新型前述实施例提供的主端操作装置，其中，

所述主端操作装置与所述从端操作装置通信连接。

进一步的，本实用新型上述各实施例提供的介入手术机器人，主要用于进行血管介入手术，结合实际应用过程，在进行血管介入手术时，医生首先控制介入手术机器人的推进导管进入主动脉弓，并在进入主动脉弓后通过释放造影剂进行造影，从而根据造影影像判断患者血管的病变区域，随后，医生进一步控制介入手术机器人向患者血管中输送导丝，使导丝首先穿过狭窄的病变区域。在导丝穿过病变区域后，使用球囊支架导管通过导丝到达病变区域，进而执行后续的治疗。

在上述血管介入手术的大致执行过程中，控制介入手术机器人推进导丝穿过患者血管的病变区域是难度最大的部分，现有技术中导丝在血管中的推进完全依赖于医生的操作经验和手感，手术过程中容易出现导丝穿刺血管壁的情况，手术安全性不高。

为解决这一技术问题，本实用新型提供一种介入手术机器人导丝控制方法，应用于控制器，通常，该控制器集成于介入手术机器人的主端操作装置之中，当然，在某些情况下，本实用新型也可应用于网络的服务器。参见图60，图60是本实用新型实施例提供的一种介入手术机器人导丝控制方法的流程图，本实施例提供的导丝控制方法的流程，包括：

S100、获取穿刺预警力以及患者血管的数字剪影血管造影(Digitalsubtractionangiography，DSA)影像。

在本实施例提供的介入手术机器人导丝控制方法中，穿刺预警力作为推进导丝在血管中行进时所允许施加给导丝的最大推进力，同时，由于力的作用是相互的，导丝的推进力可以认为等于导丝所受到的推进阻力，因此，穿刺预警力同样是导丝推进阻力的最大值。从手术操作的角度来看，穿刺预警力也可以理解为保护血管、避免血管穿刺所设置的推进力阈值，在推进力小于等于穿刺预警力的情况下推进导丝在血管中行进，造成血管穿刺的可能性最小，手术安全性最高。

基于前述穿刺预警力的作用可以想到，如果穿刺预警力取值过小，导丝在血管内稍遇阻碍便会停止操作，相反的，如果穿刺预警力取值过大，则容易导致血管穿刺，因此，在实际应用中，合理设置穿刺预警力对于确保手术顺利进行以及避免血管穿刺是极为重要的。对于穿刺预警力，本实用新型同样提供有相应的设置方法，具体内容将在后续内容中展开，此处暂不详述。

至于患者血管的DSA影像的采集，可以通过C臂等相关技术实现，本实用新型对此不做具体限定。

S110、基于DSA影像确定患者血管的病变区域。

本实施例提供一种基于DSA影像确定患者血管的病变区域的实现方法，参见图61，该方法的流程可以包括：

S1101、基于DSA影像构建患者血管的血管模型。

结合临床经验可知，在采用介入手术机器人进行血管介入手术时，导丝进入人体的起始位置可以选择股动脉，也可以选择桡动脉，但是，不论选择从股动脉还是从桡动脉入路，在入路的前半段基本保持直线，只有在进入主动脉弓后才会存在一段角度较大的弯曲部分。也就是说，导丝在血管中推进的路径大致可以包括两部分，即股动脉或桡动脉对应的直线部分，以及主动脉弓以及后续分支血管对应的路径较为复杂的曲线部分。

基于上述内容，在实际应用中，血管模型同样需要包括直线部分以及弯曲部分，对于与桡动脉或股动脉对应的直线型的血管模型，在构建时主要需要考虑患者的身高以及年龄，具体实现过程可以基于相关技术实现，本实用新型对此不做限定。本步骤中述及的患者血管的血管模型，重点指进入主动脉弓之后的弯曲部分血管的模型，这一部分的血管模型是基于DSA影像构建的，相应的，后续内容中述及的患者血管，也指进入主动脉弓之后的血管部分。

具体的，为构建三维的血管模型，需要从不同角度采集至少两张患者血管的DSA影像，且各DSA影像之间的拍摄角度至少相差25°。在得到不同角度拍摄的DSA影像之后，分别提取各DSA影像中的血管图像，并进一步基于所得不同角度的血管图像构建血管模型。至于血管模型的具体构建过程，可以参照相关技术实现，本实用新型对此不做具体限定。当然，还可以采用其他基于DSA影像构建血管模型的方式，此处不再一一列举。

需要强调的是，所得血管模型中记录有任一血管位置处的血液流速灰度值，且血液流速灰度值与血液流速正相关，其中，血液流速灰度值，即血管图像中各像素点所对应的灰度值，血液流速灰度值越高，说明血液流速越快，而血液流速越快，说明血管内相应位置处的压强越小，因此，血液流速灰度值与血液流速正相关，与血管内压强负相关。在后续内容中，将基于血液流速灰度值确定患者血管的病变区域，此处暂不详述。

S1102、根据血管模型中各血管位置处的血液流速灰度值，确定患者血管的病变区域。

通过计算患者血管中任意两点之间的血流储备分数(fractional flowreserve，FFR)值来判断两点之间的血管区域是否发生狭窄病变，是行业内惯常采用的方法。比如Pa点为近心端，Pd点为远心端，如果Pd点血管内的压强与Pa点血管内的压强的比值，即FFR值小于1，则可以确定Pa点与Pd点之间的血管区域发生狭窄病变，为病变区域。

现有技术中，通常通过导丝携带压力传感器采集血管内部压强，但是，在临床应用中，受限于血管的内径，很多场景下使用的导丝非常细，导丝内部难以设置压力传感器，导致难以准确的确定病变区域。

本实施例基于血管模型中各血管位置处的血液流速灰度值，确定患者血管的病变区域，可以很好的解决现有技术存在的问题。

具体的，首先基于患者血管的长度，将血管模型划分为多个血管分段，所得各个血管分段可以是等长的，也可以是不等长的，分申请对于血管分段的具体划分不做限定。

然后，分别以各个血管分段为目标血管分段，获取目标血管分段起始段以及终止端的血液流速灰度值，并根据目标血管分段中起始端的血液流速灰度值以及终止端的血液流速灰度值，确定目标血管分段的血流储备分数FFR值。如前所属，本实施例中述及的血液流速灰度值与血液流速正相关，与血管压强负相关，因此，在确定目标血管分段两端的血液流速灰度值之后，即可进一步确定目标血管分段的FFR值。最后，确定各血管分段中FFR值小于预设FFR阈值的血管分段为患者血管的病变区域。

进一步的，结合临床经验，FFR＝0.75，作为心肌是否缺血的标准，判断的准确率可以到93％，因此，在实际应用中，预设FFR阈值可以取0.75，作为血管是否产生狭窄病变以及是否需要进行介入治疗的判断标准。并且，在FFR＜0.25时，可以认为目标血管分段已经完全阻塞，目标血管分段成为完全阻塞区域。当然，也可以结合实际的治疗需求以及患者的自身情况，选择其他值，本实用新型对于预设FFR阈值的具体取值不做限定。

需要说明的是，在划分不同的血管分段的基础上，还可以通过对不同数量的相邻的血管分段进行组合，进而得到不同长度的血管分段，并进一步按照上述过程判断组合得到的血管分段是否属于病变区域，这同样是可行的。当然，还可以采用其他血管分段的划分、组合方法，此处不再一一列举，在未超出本实用新型核心思想范围的前提下，同样属于本实用新型保护的范围内。

S120、按照小于等于穿刺预警力的推进力控制当前导丝在病变区域内行进。

在确定患者血管的病变区域后，即可按照小于等于穿刺预警力的推进力控制当前导丝在病变区域内行进。结合前述实施例提供的主端操作装置的实现方式，控制导丝在病变区域内行进主要是由主端操作装置中的移动力反馈组件完成的，其具体的控制原理可参见前述内容，此处不再复述。

具体的，首先获取当前导丝的当前推进力，如果所得当前推进力小于前述穿刺预警力，则可继续按照当前推进力控制当前导丝在病变区域内行进，相反的，如果当前推进力大于等于穿刺预警力，如果推进力继续增大，则将有可能发生血管穿刺，此种情况下，应按照穿刺预警力控制当前导丝在病变区域内行进，以降低血管穿刺发生的概率。

进一步的，在一种可能的应用场景中，病变区域的狭窄病变非常严重，形成完全阻塞区域，在导丝行进至完全阻塞区域后，为顺利完成穿刺，减少导丝更换的次数，允许推进力在短时间内在一定程度上大于穿刺预警力。基于此，本实施例进一步基于穿刺预警力设置推进力上限值，当然，推进力上限值是大于穿刺预警力的，比如，可以将穿刺预警力与大于1的预设系数的乘积作为推进力上限值。在确定推进力上限值之后，如果在前述病变区域识别过程中，确定病变区域包括完全阻塞区域，则在进入完全阻塞区域后，则在预设时长内按照推进力上限值控制当前导丝在所述完全阻塞区域内行进，以期在避免穿刺血管的情况下，尽可能穿过完全阻塞区域。

需要说明的是，对于预设时长，可以结合临床经验以及患者的具体情况设置，本实用新型对于预设时长的具体值不做限定。

综上所述，本实用新型实施例提供的介入手术机器人导丝控制方法，在控制导丝在患者血管内推进时，通过穿刺预警力的限制，可以避免导丝在推进过程中的推进力过大，从而降低导丝穿刺血管壁的可能性，提高手术的安全性。

根据上述内容可以看出，提高手术安全性以及成功率的关键因素之一就是穿刺预警力的具体设置，如果穿刺预警力取值过小，难以在病变区域内有效推进导丝，导致穿刺成功率降低；相反的，如果穿刺预警力取值过大，则容易发生血管穿刺，降低手术的安全性。为此，本实用新型提供多种穿刺预警力的确定方法，下面逐一介绍。

在一种可能的实施方式中，本实用新型实施例提供一种穿刺预警力预测模型，该穿刺预警力预测模型是基于神经网络训练得到的。

具体的，在训练模型之前，首先需要获取多个训练样本，当然，训练样本的具体数量与对预测模型预测准确率的要求以及实际数据来源情况有关，本实用新型对于训练样本的具体数量不做限定。

对于任一训练样本而言，均包括训练数据和满足临床应用要求的穿刺预警力样本。其中，训练数据具体包括血管特征数据样本，比如病变区域的长度、血液流速分析结果以及血管的曲率值等，训练数据还包括患者的体征数据样本，比如患者年龄、性别、血压以及心率等于患者本身血液状态直接相关的体征数据。当然，还可以包括其他与血管特征以及患者体征相关的数据，此处不再一一列举，具体可以根据临床经验选择。至于满足临床应用要求的穿刺预警力样本，可以将实际手术过程中成功穿过病变区域时所采用的最大推进力作为穿刺预警力样本，当然，也可以在该最大推进力的基础上，进行一定程度的增大，将增大后的推进力作为穿刺预警力样本。

在完成上述训练样本的准备之后，针对每一个样本，确定神经网络对该训练样本中的训练数据输出的穿刺预警力预测值，到该训练样本中穿刺预警力样本之间的误差，得到相应的预测偏差。在遍历所有的训练样本之后，即可得到各个训练样本对应的预测偏差。

进一步的，以各训练样本的预测偏差处于预设偏差范围内为训练目标，调整神经网络的参数，最终得到穿刺预警力预测模型。至于调整神经网络参数等具体的训练过程，均可参照相关技术实现，本实用新型对此不做具体限定。

需要说明的是，在训练预测模型的过程中，可能还需要涉及其他相关操作，比如，对于样本数据的归一化处理，对于网络参数的调整，以及训练过程中的往返迭代操作等，在得到预测模型之后，还可以根据预测模型在实际应用中的情况，实时更新网络参数，以提高预测准确度，这些相关操作均可以参照相关技术实现，此处不再详述。

在得到穿刺预警力预测模型之后，即可按照图62所示实施例，获取实际手术过程中所需设置的穿刺预警力，该流程大致包括：

S200、获取患者的目标血管特征数据以及目标体征数据。

患者的目标血管特征数据以及目标体征数据的具体内容，应与训练预警力预测模型过程中使用的训练样本的内容一致，具体可参照前述内容，此处不再复述。

S210、调用预训练的穿刺预警力预测模型。

如前所述，本实施例提供的穿刺预警力预测模型以患者的血管特征数据以及体征数据为输入，以相应的穿刺预警力为输出，训练神经网络得到。

S220、将目标血管特征数据以及目标体征数据输入穿刺预警力预测模型，得到穿刺预警力。

在调用穿刺预警力预测模型之后，将S200中获取的患者的目标血管特征数据以及目标体征数据输入穿刺预警力预测模型，即可得到相应的穿刺预警力。

在另一种可能的实施方式中，本实用新型还提供一种获取穿刺预警力的方法。结合临床经验可知，在同等压强的情况下，导丝直径越大，血管壁所能承受的压力越大，穿刺预警力应相应增大。但是，同时还需考虑，随着导丝直径增大，发生血管穿刺的风险也会相应增加。除此之外，还需要结合导丝自身的性能，通常，导丝的头部材料的刚性，可塑性段的长度同样会影响穿刺预警力的设置，其基本设定规则为，当刚性越大，导丝的直径越大，可塑性段长度越小时穿刺力可调整的范围越大。在实际应用中，需要综合考虑上述情况，才能设置更为合理的穿刺预警力。

基于上述内容，可以预先确定不同规格导丝对应的穿刺预警力，并进一步建立预设映射关系，通过该预设映射关系记录不同导丝的规格参数与不同穿刺预警力之间的对应关系。基于此，在任一次手术过程中，在获取手术使用的当前导丝的规格参数之后，通过查询该预设映射关系，即可确定与当前导丝的规格参数对应的穿刺预警力。

进一步的，在按照前述任一实施例控制导丝在血管中推进的过程中，还可以同步监测当前导丝在推进过程中受到的推进阻力，如果监测到推进阻力出现满足预设变化规则的变化，则可以判定当前导丝已经安全的穿过病变区域。结合临床经验，该预设变化规则可以设置为：当前推进阻力小于已采集到的推进阻力峰值与预设比例之积，比如，当前推进阻力下降至已采集的推进阻力峰值的40％一下，或者，当前推进阻力小于推进阻力下限值，其中，该推进阻力下限值小于穿刺预警力，结合实际操作过程，推进阻力下限值通常远小于穿刺预警力，比如，可以设置为进入病变区域时的初始推进阻力的10％。

由此可见，本实施例提供的导丝控制方法，不仅可以在病变区域内推进导丝的过程中，基于穿刺预警力避免发生血管穿刺，提高手术的安全性，同时，还可以准确判断导丝是否穿过病变区域，能够为医生提供更为全面而充分的手术信息，有助于改善医生的使用感受。

下面对本实用新型提供的介入手术机器人导丝控制装置进行介绍，本实用新型提供的介入手术机器人导丝控制装置，与本申请实施例所提供的介入手术机器人导丝控制方法属于同一申请构思，可执行本申请任意实施例所提供的介入手术机器人导丝控制方法，具备执行介入手术机器人导丝控制方法相应的功能模块和有益效果。未在本实施例中详尽描述的技术细节，可参见本申请实施例提供的介入手术机器人导丝控制方法，此处不再加以赘述。

参见图63，图63是本实用新型实施例提供的一种介入手术机器人导丝控制装置的结构框图，本装置可以包括：

第三获取单元70，用于获取穿刺预警力以及患者血管的数字剪影血管造影DSA影像；

第三确定单元80，用于基于DSA影像确定患者血管的病变区域；

第二控制单元90，用于按照小于等于穿刺预警力的推进力控制当前导丝在病变区域内行进。

可选的，第二控制单元90，用于按照小于等于穿刺预警力的推进力控制当前导丝在病变区域内行进，包括：

获取当前推进力；

若当前推进力小于穿刺预警力，按照当前推进力控制当前导丝在病变区域内行进；

若当前推进力大于等于穿刺预警力，按照穿刺预警力控制当前导丝在病变区域内行进。

可选的，若病变区域包括完全阻塞区域，控制单元30，还用于在预设时长内按照推进力上限值控制当前导丝在完全阻塞区域内行进，其中，推进力上限值基于穿刺预警力设置且大于穿刺预警力。

可选的，第三获取单元70，用于获取穿刺预警力，包括：

获取患者的目标血管特征数据以及目标体征数据；

调用预训练的穿刺预警力预测模型；

其中，穿刺预警力预测模型以患者的血管特征数据以及体征数据为输入，以相应的穿刺预警力为输出，训练神经网络得到；

将目标血管特征数据以及目标体征数据输入穿刺预警力预测模型，得到穿刺预警力。

可选的，第三获取单元70，用于训练穿刺预警力预测模型的过程，包括：

获取多个训练样本，训练样本包括训练数据和满足临床应用要求的穿刺预警力样本，训练数据包括：血管特征数据样本以及体征数据样本；

分别确定神经网络对各训练样本中的训练数据输出的穿刺预警力预测值，到相应的穿刺预警力样本之间的误差，得到各训练样本的预测偏差；

以各训练样本的预测偏差处于预设偏差范围内为训练目标，调整神经网络的参数，得到穿刺预警力预测模型。

可选的，第三获取单元70，用于获取穿刺预警力，包括：

获取当前导丝的规格参数；

根据当前导丝的规格参数以及预设映射关系，确定当前导丝对应的穿刺预警力；

其中，预设映射关系中记录有不同导丝的规格参数与不同穿刺预警力之间的对应关系。

可选的，第三确定单元80，用于基于DSA影像确定患者血管的病变区域，包括：

基于DSA影像构建患者血管的血管模型，血管模型包括任一血管位置处的血液流速灰度值，且血液流速灰度值与血液流速正相关；

根据血管模型中各血管位置处的血液流速灰度值，确定患者血管的病变区域。

可选的，第三确定单元80，用于根据血管模型中各血管位置处的血液流速灰度值，确定患者血管的病变区域，包括：

将血管模型划分为多个血管分段；

根据目标血管分段中起始端的血液流速灰度值以及终止端的血液流速灰度值，确定目标血管分段的血流储备分数FFR值；

其中，目标血管分段为多个血管分段中的任意一段；

确定各血管分段中FFR值小于预设FFR阈值的血管分段为患者血管的病变区域。

可选的，参见图64，图64是本实用新型实施例提供的另一种介入手术机器人导丝控制装置的结构框图，在图63所示实施例的基础上，本装置还包括：

监测单元100，用于监测当前导丝的推进阻力；

判定单元110，用于若推进阻力满足预设变化规则，判定当前导丝穿过病变区域。

在一种可能的实施方式中，本实用新型实施例还提供另一种控制器，包括：存储器和处理器；所述存储器存储有适于所述处理器执行的程序，以实现前述任一项实施例提供的介入手术机器人导丝控制方法。

在一种可能的实施方式中，本实用新型实施例还提供另一种主端操作装置，包括：主手平台和主端操作组件，其中，

所述主手平台包括如前述实施例提供的控制器；

所述控制器与所述主端操作组件相连。

在一种可能的实施方式中，本实用新型实施例还提供另一种介入手术机器人，括：从端操作装置以及如前述任一项实施例提供的主端操作装置，其中，

所述主端操作装置与所述从端操作装置通信连接。

以上结合具体实施例描述了本申请的基本原理，但是，需要指出的是，在本申请中提及的优点、优势、效果等仅是示例而非限制，不能认为这些优点、优势、效果等是本申请的各个实施例必须具备的。另外，上述公开的具体细节仅是为了示例的作用和便于理解的作用，而非限制，上述细节并不限制本申请为必须采用上述具体的细节来实现。

本申请中涉及的器件、装置、设备、系统的方框图仅作为例示性的例子并且不意图要求或暗示必须按照方框图示出的方式进行连接、布置、配置。如本领域技术人员将认识到的，可以按任意方式连接、布置、配置这些器件、装置、设备、系统。诸如“包括”、“包含”、“具有”等等的词语是开放性词汇，指“包括但不限于”，且可与其互换使用。这里所使用的词汇“或”和“和”指词汇“和/或”，且可与其互换使用，除非上下文明确指示不是如此。这里所使用的词汇“诸如”指词组“诸如但不限于”，且可与其互换使用。

还需要指出的是，在本申请的装置、设备和方法中，各部件或各步骤是可以分解和/或重新组合的。这些分解和/或重新组合应视为本申请的等效方案。

提供所公开的方面的以上描述以使本领域的任何技术人员能够做出或者使用本申请。对这些方面的各种修改对于本领域技术人员而言是非常显而易见的，并且在此定义的一般原理可以应用于其他方面而不脱离本申请的范围。因此，本申请不意图被限制到在此示出的方面，而是按照与在此公开的原理和新颖的特征一致的最宽范围。

应当理解，本申请实施例描述中所用到的限定词“第一”、“第二”、“第三”、“第四”、“第五”和“第六”仅用于更清楚的阐述技术方案，并不能用于限制本申请的保护范围。

为了例示和描述的目的已经给出了以上描述。此外，此描述不意图将本申请的实施例限制到在此公开的形式。尽管以上已经讨论了多个示例方面和实施例，但是本领域技术人员将认识到其某些变型、修改、改变、添加和子组合。

Claims (14)

1.一种导管驱动组件，其特征在于，用于驱动导管推送组件，包括：

动力基座，具有安装内腔；

动力电机，设置在所述动力基座上，且所述动力电机的转轴伸入到所述安装内腔中；

动力输出轴，从所述安装内腔中伸出至所述动力基座的外部，以将所述动力电机的动力传递至所述动力基座的外部，并相对于所述动力电机的转轴垂直设置；

弹性件，设置在所述安装内腔中并与所述动力输出轴连接，以使所述动力输出轴的伸出端能相对于所述动力基座伸缩。

2.根据权利要求1所述的导管驱动组件，其特征在于，所述动力输出轴的伸出端上设置有动力连接滑块，所述动力连接滑块的远离所述动力输出轴的一端设置有第一凸块，靠近所述动力输出轴的一端设置有第二凸块，且在所述动力连接滑块的径向上，所述第一凸块与所述第二凸块垂直设置；

所述导管推送组件的第一导管推送轴上设置有滑槽件；

其中，所述滑槽件上开设有第一凹槽，所述第一凸块能进入所述第一凹槽中，并能在所述第一凹槽中滑动；所述伸出端的端面上开设有第二凹槽，所述第二凸块能进入所述第二凹槽中，并能在所述第二凹槽中滑动。

3.根据权利要求2所述的导管驱动组件，其特征在于，所述第二凸块上设置有第三磁性件，所述第二凹槽的底部设置有第四磁性件，通过第三磁性件和所述第四磁性件之间的相互吸引，实现所述动力输出轴和所述动力连接滑块的连接。

4.根据权利要求1所述的导管驱动组件，其特征在于，所述动力电机和所述动力输出轴之间通过锥齿轮组实现动力的垂直传递。

5.根据权利要求4所述的导管驱动组件，其特征在于，所述锥齿轮组包括：

第一动力锥齿轮，固定设置在所述动力电机的转轴上；

第二动力锥齿轮，设置在所述安装内腔中，并与所述第一动力锥齿轮啮合，且滑动的套设在所述动力输出轴上。

6.根据权利要求5所述的导管驱动组件，其特征在于，所述安装内腔中设置有轴承，所述第二动力锥齿轮通过所述轴承转动的设置在所述安装内腔中；

其中，所述轴承的外圈被轴承压板限位在所述安装内腔中，所述轴承的内圈通过卡簧与所述第二动力锥齿轮周向定位。

7.根据权利要求5所述的导管驱动组件，其特征在于，所述动力输出轴上开设有轴向滑槽，所述第二动力锥齿轮通过伸入到所述轴向滑槽内的平键与所述动力输出轴周向定位，且所述平键能在所述轴向滑槽内滑动，以使所述动力输出轴能进行所述伸缩。

8.根据权利要求1所述的导管驱动组件，其特征在于，所述动力输出轴的位于所述安装内腔中的一端上固定设置有摩擦轴套，所述弹性件为压缩弹簧，所述压缩弹簧通过与所述摩擦轴套套接并抵触，以给所述动力输出轴提供伸出所述动力基座的弹力。

9.根据权利要求8所述的导管驱动组件，其特征在于，所述摩擦轴套通过固定设置在所述动力输出轴上的开口挡圈和垫片环，实现在所述动力输出轴上的固定连接。

10.根据权利要求1所述的导管驱动组件，其特征在于：

所述动力基座为具有顶端开口和底端开口的矩形筒状件，所述动力电机固定在所述矩形筒状件的侧壁上，且所述转轴穿过所述侧壁；

所述动力基座上设置有封堵所述顶端开口的动力连接件，且所述动力输出轴的伸出端穿过所述动力连接件；所述动力连接件能用于连接所述导管驱动组件和动力盒；

所述动力基座上设置有封堵所述底端开口的底座，所述弹性件设置在所述底座上。

11.根据权利要求1所述的导管驱动组件，其特征在于，所述导管推送组件包括：

第一导管推送轮；

第二导管推送轮，能靠近所述第一导管推送轮以夹持导管，以及能远离所述第一导管推送轮以解除对所述导管的夹持；

传动齿轮组，与所述第一导管推送轮和所述第二导管推送轮连接，以将推送动力传递给所述第一导管推送轮和所述第二导管推送轮；

其中，所述传动齿轮组包括能与所述动力输出轴连接的第一导管推送轴。

12.一种动力盒，其特征在于，包括盒本体和设置在所述盒本体内的导管驱动组件，所述导管驱动组件为权利要求1-11中任一项所述的导管驱动组件。

13.根据权利要求12所述的动力盒，其特征在于，所述盒本体内设置有多个所述导管驱动组件，以分别用于驱动不同的导管推送组件。

14.一种介入手术机器人，其特征在于，包括权利要求12或13所述的动力盒。

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