0 引言

    沖擊波醫學是一門運用沖擊波原理，治療局部病灶、加速組織修復，從而使患者早日康復的科學^[1]。早在1980年，CHAUSSY C等人開創性地將沖擊波應用于腎結石的治療并取得成功，標志著沖擊波治療術這種變革性非手術治療法的問世^[2]。與傳統的手術治療相比，沖擊波治療具有創傷小、效果明顯、并發癥少等優點，在骨科、康復科、運動醫學等領域具有獨特優勢，現已逐漸發展成為一門新興的醫療技術^[3]。

    然而，在沖擊波臨床治療應用中，不同病癥需要不同的治療強度，而改變治療強度，需要調節激發壓力、激發頻率和探頭型號3個參數^[4]。同時醫生只能依賴臨床經驗以及患者的感官感受來調節治療強度，缺乏一個定量統一的指標來指導調節治療強度^[5]。現有方式操作繁瑣且盲目性太強，不利于沖擊波在臨床上的精準應用，這已經成為目前困擾國內外相關領域研究者的難題^[6]。

    針對以上問題，白曉偉等人采用水聽器對沖擊水下壓力波形進行了測定^[7]。德國慕尼黑大學CS?ASZAR N B M等人提出用沖擊波的第一個波峰壓力值作為表征治療強度的指標，但僅考慮了一種型號的探頭^[8]。本文首先分析了發散式沖擊波的產生原理，提出將能流密度作為表征其臨床治療強度的統一指標，用定量的物理參數來表征治療強度這一定性概念。然后搭建了高精度水下動態壓力測量系統，對沖擊波在介質中的壓力波形進行測定。為了確保所測壓力波形的正確性，利用激光多普勒測振儀對沖擊波波源的振動波形進行測量。對比兩者時域波形和頻域頻譜圖，驗證了系統所測壓力波形的正確性。最后經過多次重復實驗，根據系統采集的壓力波形，計算不同測試條件下的能流密度，選定了最佳的測試條件。本文提出將能流密度作為表征沖擊波治療強度的定量評價指標，為其應用于臨床精準治療提供了參考。

1 發散式沖擊波產生原理及能量表征

1.1 產生原理

    氣壓彈道式是目前發散式沖擊波最主要的產生形式，其治療儀手柄處沖擊波的產生過程如圖1所示：治療儀主機內壓縮機產生的壓縮氣體以指定頻率瞬間釋放，驅動氣壓彈道內的金屬撞塊（類似運動活塞）獲得加速度，撞塊高速運動后撞擊剛性探頭，在探頭另一端產生沖擊波，通過探頭端面作用于人體組織。

    在目前臨床治療中，通過改變治療儀壓縮氣體的激發壓力、激發頻率和探頭型號3個參數，可以產生不同強度的沖擊波，用于治療不同的病癥。而以上3個參數主要根據醫生的臨床經驗和患者的直觀疼痛感受來調節，缺乏定量的指標來指導調節，并且操作相對復雜，盲目性太強，不利于進行科學定量的治療。

1.2 能量表征

    早在1998年，國際電工學會（International Electro Technical Commission，IEC）就提出使用“能流密度”的概念來表征流體中機械波的能量^[9]。沖擊波同樣是一種機械波。針對沖擊波臨床應用中存在的問題，本文將激發壓力、激發頻率和探頭型號3個參數的調整統一用能流密度的變化來表示，將能流密度作為表征臨床沖擊波治療強度的定量評價指標，用于指導治療過程中精準調節治療強度。

    能流密度（Energy flux Density，ED）是衡量流體中機械波能量的常用參數，描述單位面積能量的集中度，計量單位用毫焦/平方毫米（mJ/mm²）表示^[10]，可以作為表征沖擊波治療強度的綜合性指標。能流密度ED與沖擊波在介質中的壓力p(t)之間的換算公式為：

其中，ED為能流密度；E為能量；A為能量作用面積，p(t)為隨時間t變化的壓力值；ρ為介質密度，c為介質中聲速，ρ·c即為介質聲阻抗，生理鹽水中的聲阻抗ρ·c=1.5×10⁶ kg·m^-2·s^-1。

2 發散式沖擊波能流密度測定

2.1 實驗設計

    由式（1）可知，想要測定沖擊波的能流密度，需要測量沖擊波在流體中的瞬時壓力波形。在實際臨床中，沖擊波是通過組織液傳遞到病灶，實際環境并不適合壓力波形的測量。本文設計搭建了水下高精度動態壓力測量系統，選取接近人體組織液的生理鹽水作為沖擊波傳播介質，實驗測量發散式沖擊波在介質中的壓力波形。

    實驗測量系統框圖如圖2所示，由沖擊波治療儀產生的發散式沖擊波在傳播介質(本實驗為生理鹽水)中產生壓力信號，壓電傳感器接收壓力信號并轉化為電信號，采集卡將數據傳輸到計算機上，由上位機軟件完成波形成像和數據處理。

    實驗選用瑞士Electro Medical Systems(EMS)公司設計的Swiss Dolorclast型號氣壓彈道式沖擊波治療儀。該治療儀附帶3種型號治療探頭(6 mm、10 mm、15 mm)，本實驗所用治療儀各項參數如表1所示。

    本實驗中，對發散式沖擊波信號的檢測屬于低能量精準測量，實驗平臺的微小晃動都有可能作為噪聲信號混入真實的沖擊波信號中，因此搭建了高精度、高靈敏度的實驗平臺，如圖3所示。平臺主要包括兩部分：傳感器部分和治療手柄控制部分。傳感器安裝在水平臺上，水平臺固定在容器底部中央。圓柱形容器直徑為1 000 mm，高度為800 mm，內盛有生理鹽水作為沖擊波傳播介質；由X、Y、Z 3個高精度絲杠導軌來控制治療手柄在三維空間中的位置，其中Z軸安裝高精度步進電機，用于精確改變探頭端面與傳感器之間的相對距離，研究測量距離對檢測結果的影響。該平臺穩定性好，多次實驗重復度高，實驗參數微調性強。

    實驗前，需要對搭建的壓力測量系統的靈敏度進行標定，多次實驗取平均值得到測量系統的靈敏度為20.541 kPa/V，即壓力值與傳感器所測電壓值之間的關系為：

2.2 壓力波形的測量

2.2.1 介質中壓力波形的測量

    利用以上壓力測試系統對治療探頭產生的沖擊波在介質中的壓力波形進行測量。

    實驗中有3個參數影響壓力波形：壓縮機的激發壓力P₀、激發頻率f和探頭與傳感器之間距離L。實驗結果顯示，P₀和L兩個參數的大小僅影響波形的幅度，并不能改變壓力波形的形式。圖4顯示了f=1 Hz頻率下采集壓力信號的波形圖，圖中30條豎線顯示了30 s內采集的30個壓力波形圖，可以發現單個壓力波形持續的時間很短，相鄰兩個壓力波形相距很遠，實驗證實當激發頻率增加到20 Hz時，彼此仍然不會發生重疊，沒有相互影響。

    為了更加清晰地顯示單個壓力波形的具體細節，在圖4中選取其中一個脈沖波形進行時間軸展開，如圖5所示，單個壓力波形持續時間僅在10 ms以內，再次證明激發頻率的增加并不會引起相鄰波形的相互影響，故為了簡化實驗，固定頻率為1 Hz。圖5中第一個波峰達到8.9 V，根據式(2)計算得到波峰壓力達到182.8 kPa。系統測得的壓力波形在時域上符合沖擊波持續時間短、瞬間壓力波峰高的特點^[11]。圖5顯示的是15 mm型號探頭的壓力波形圖，改變探頭類型，發現6 mm和10 mm型號探頭產生的壓力波形均類似。

    在得到時域波形圖的基礎上，對所采得數據進行頻域分析，研究所測信號在頻域上的特點。15 mm探頭壓力波形頻譜圖如圖6所示，所測壓力波形具有較廣的頻譜，符合沖擊波寬頻帶的頻率特性^[12]，而且所測波形在48.91 kHz、95.1 kHz存在兩個頻率尖峰。

    改變探頭型號，發現不同探頭的壓力波形均具有較廣頻譜，并且都存在兩個頻率尖峰，但尖峰出現的頻率值與探頭型號有關。

2.2.2 波源處振動波形的測量

    2.2.1小節中分別從時域、頻域兩個角度對采集到的介質中的壓力波形進行了分析，為了進一步驗證實驗系統所采集數據的正確性和可行性，從振動波源出發，利用激光多普勒測振儀對沖擊波的波源，即沖擊波治療儀手柄探頭的振動位移進行測量。如圖7所示，波源的振動波形與圖5介質中的壓力波形，兩者在時域上波形類似，具有持續時間短、瞬間峰值高的特點。

    同樣，對波源振動波形進行頻域分析，頻譜圖如圖8所示，發現同樣存在兩個頻率尖峰：48.88 kHz、94.92 kHz，與圖6中48.91 kHz、95.1 kHz基本相同。

    改變探頭型號，發現不同型號探頭振動頻譜圖中均具有兩個頻率尖峰，且頻率值與探頭型號有關。如表2所示，不同型號探頭在介質中和波源處的頻譜圖存在對應關系。

    從時域和頻率兩個角度，對比介質中壓力波形和波源處振動波形，驗證了實驗所設計高精度水下動態壓力測量系統的正確性和可行性。

2.3 實驗結果

    利用2.2小節中所得壓力波形數據，按照式(1)計算不同測試條件下的能流密度。已經證實激發頻率f對單個壓力波形無影響，故僅改變探頭傳感器之間距離L和激發壓力P₀。實驗測量5個不同距離L(5 mm、7.5 mm、10 mm、12.5 mm、15 mm)，調節壓縮氣體10種不同壓力P0，頻率固定為1 Hz，對15 mm型號探頭進行實驗測量，并根據式(1)計算不同測試條件下的能流密度ED，同樣測試條件下進行20組實驗，計算平均值。結果如圖9所示，能流密度范圍為0.030 mJ/mm²～0.543 mJ/mm²，當L>10 mm時，能流密度ED隨P₀的變化不再明顯，為了盡量接近臨床上生物組織接收到的能量，理論上測量距離L應該越小越好，但是如果距離太近，沖擊波會在傳感器和探頭端面之間發生反射，影響測量結果，本實驗選定5 mm為最佳測量條件。

    在最佳測試條件下，對6 mm和10 mm探頭進行同樣的實驗并計算能流密度。將3種型號探頭輸出的能流密度ED與激發壓力P₀的關系擬合，擬合曲線如圖10所示。在臨床治療中，醫生可以根據不同病癥需要的治療強度選擇合適的能流密度，然后根據該擬合曲線選擇合適的探頭型號和激發壓力，而不是盲目地憑借經驗更改探頭型號和調節激發壓力，使得操作更加便捷，治療準確度更高，達到精準治療的目的。

3 結論

    針對臨床上缺少統一定量指標表征發散式沖擊波治療強度的問題，本文在分析了發散式沖擊波產生原理的基礎上，選擇能流密度作為表征其治療強度的評價指標。搭建實驗系統，完成了3種型號探頭在不同激發壓力下能流密度的測量，擬合出的曲線可以指導醫生在臨床治療中更加便捷準確地選擇合適的治療強度。為進一步提高擬合曲線的準確度，可以進行更多組數據的測量，將曲線函數集合到治療儀中，在設置完激發壓力、激發頻率和探頭型號之后，實時顯示當前條件下的能流密度，醫生就可以根據能流密度的大小更加便捷準確地調節治療強度。本文研究有助于表征發散式沖擊波的臨床治療強度，對推動沖擊波精準應用于臨床治療具有重要意義。

參考文獻

[1] MITTERMAYR R，ANTONIC V，HARTINGER J，et al.Extracorporeal shock wave therapy(ESWT) for wound healing：technology，mechanisms，and clinical efficacy[J].Wound Repair & Regeneration，2012，20(4)：456-465.

[2] CHAUSSY C，BRENDEL W，SCHMIEDT E.Extracorporeally induced destructionof kidney stones by shock waves[J].Lancet，1980，2(8207)：1265-1268.

[3] 郭應祿.體外沖擊波在復雜腎結石治療中的應用[J].醫師進修雜志，1990(7)：3-4.

[4] 張海龍，馬鐵華，謝銳，等.基于雙閃存的大容量沖擊波超壓測試系統[J].電子技術應用，2013，39(11)：85-88.

[5] ROMEO P，LAVANGA V，PAGANI D，et al.Extracorporeal shock wave therapy in musculoskeletal disorders：a review[J].Medical Principles & Practice International Journal of the Kuwait University Health Science Centre，2013，23(1)：7-13.

[6] 俞志根.高精度壓力測控系統的試驗研究[J].電子技術應用，2008，34(11)：38-40.

[7] 白曉偉，李眾利，張浩，等.發散式沖擊波儀器精確作用研究[J].中國醫療器械雜志，2014，39(1)：26-29.

[8] CSASZAR N B M，ANGSTMAN N B，MILZ S，et al.Radial shock wave devices generate cavitation[J].Plos One，2015，10(10)：e0140541.

[9] FOLDAGER C B，KEARNEY C，SPECTOR M.Clinical application of extracorporeal shock wave therapy in orthopedics：focused versus unfocused shock waves[J].Ultrasound in Medicine & Biology，2012，38(10)：1673-1680.

[10] 中國研究型醫院學會沖擊波醫學專業委員會.骨肌疾病體外沖擊波療法專家共識[J].中國醫學前沿雜志(電子版)，2014(6)：170-177.

[11] DE WINDT T S，HENDRIKS J A，Zhao Xing，et al.Concise review: unraveling stem cell cocultures in regenerative medicine: which cell interactions steer cartilage regeneration and how[J].Stem Cells Translational Medicine，2014，3(6)：723-733.

[12] SCHMITZ C，CSASZAR N B M，ROMPE J D，et al.Treatment of chronic plantar fasciopathy with extracorporeal shock waves(review)[J].Journal of Orthopaedic Surgery and Research，2013，8(1)：31.

作者信息:

陳世利，王  哲，白志亮，曾周末

（天津大學 精密測試技術及儀器國家重點實驗室，天津300072)