摘 要 核磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）通過高分辨率目標(biāo)組織掃描，可以使醫(yī)生和患者在免于電離輻射的情況下實(shí)現(xiàn)實(shí)時(shí)成像。近年來，科學(xué)家和工程師們一直嘗試將機(jī)器人技術(shù)與MRI結(jié)合在一起，實(shí)現(xiàn)機(jī)器人輔助和圖像引導(dǎo)相結(jié)合的診斷及治療。本文介紹了可用于術(shù)中MRI的醫(yī)療機(jī)器人系統(tǒng)，具體包括它們的成像兼容性、驅(qū)動(dòng)方式、傳感方式、運(yùn)動(dòng)學(xué)以及機(jī)械和電氣設(shè)計(jì)，這些技術(shù)使得機(jī)器人在MRI引導(dǎo)下的介入診療成為可能，此外，基于不同的醫(yī)學(xué)場(chǎng)景，本文對(duì)各種MR兼容機(jī)器人系統(tǒng)做了分類和比較研究，最后對(duì)MR兼容機(jī)器人領(lǐng)域的未來發(fā)展方向進(jìn)行了展望。

關(guān)鍵詞 MRI引導(dǎo)下介入；MR兼容；醫(yī)療機(jī)器人

中圖分類號(hào) R608 文獻(xiàn)標(biāo)識(shí)碼 A 文章編號(hào) 2096-7721（2023）04-0299-21

A survey on MR-compatible surgical robots

for treatment and diagnosis

WU Di1， 2， ZHOU Bing3， XIAO Xiao4， XIAO Bo5， GUO Jing6， HE Zhaoshui6， 7

（1. Technical University of Munich， Faculty of Mechanical Engineering， Munich 85748， Germany; 2. KU Leuven， Department of Mechanical Engineering， Leuven 3001， Belgium; 3. College of Mechanical and Vehicle Engineering， Hunan University， Changsha 410082， Hunan; 4. Department of Electrical and Electronic Engineering， Southern University of Science and Technology， Shenzhen 518055， China; 5. Department of Computing， Imperial College of London， London SW72BX， UK; 6. School of Automation， Guangdong University of Technology， Guangzhou 510006， China; 7. Key Laboratory for IoT Intelligent Information Processing and System Integration of Ministry of Education， Guangdong University of Technology， Guangzhou 510006， China）

Abstract Magnetic resonance imaging （MRI） is able to scan target tissues with high resolution， and allows clinicians as well as patients to be free from ionizing radiation. MRI enables real-time imaging of patients. In recent years， scientists and engineers have been trying to combine robotic technology with MRI to achieve robot-assisted and image-guided diagnosis and treatment. Medical robotic systems that could be used in intraoperative MRI were introduced in this survey， their MR compatibility， actuation， sensing， kinematics， and electro-mechanical designs were specially summarized and discussed. These robots make interventions under the guidance of MRI possible. In addition， based on various clinical scenarios， MR-compatible robotic systems are classified and comparatively studied. Finally， we conclude the survey with an outlook on the future research directions of the MR-compatible robotics.

Key words MRI-guided intervention; MR-compatible; Medical robot

與傳統(tǒng)的X線、超聲和計(jì)算機(jī)斷層掃描（Computed Tomography，CT）成像相比，核磁共振成像（Magnetic Resonance Imaging，MRI）具有較高的軟組織分辨能力。通過MRI圖像，醫(yī)生可以對(duì)疾病進(jìn)行更精準(zhǔn)的診斷。MRI引導(dǎo)下的機(jī)器人輔助技術(shù)不僅可以為臨床醫(yī)生提供詳細(xì)的術(shù)前規(guī)劃，還能夠提高手術(shù)的準(zhǔn)確性和安全性。然而，MRI的強(qiáng)磁場(chǎng)環(huán)境及有限的機(jī)艙尺寸對(duì)機(jī)器人系統(tǒng)的機(jī)電設(shè)計(jì)提出了極大的挑戰(zhàn)。

根據(jù)美國(guó)材料和試驗(yàn)協(xié)會(huì)（American Society for Testing and Materials，ASTM）F2503標(biāo)準(zhǔn)的規(guī)定，器材和機(jī)電設(shè)備在MRI環(huán)境內(nèi)的安全程度由強(qiáng)到弱可以分為3個(gè)等級(jí)：MR安全（MR-safe），MR有條件安全（MR-conditional）以及MR危險(xiǎn)（MR-unsafe）[1]。機(jī)器人系統(tǒng)能在MRI環(huán)境中使用（MR兼容），其制造材料和選用的電氣元件必須至少達(dá)到MR有條件安全的級(jí)別。在下文中，所有提到的MR兼容即指機(jī)器人或其制造材料屬于MR安全或MR有條件安全的類別。在MRI環(huán)境中設(shè)計(jì)、應(yīng)用機(jī)電設(shè)備面對(duì)的挑戰(zhàn)有：①磁力引起的升力和扭矩；②對(duì)圖像偽影和幾何失真的要求；③對(duì)信號(hào)的噪聲比（Signal to Noise Ratio，SNR）要求；④磁感應(yīng)渦流；

⑤射頻（RF）引起的熱效應(yīng)和工作空間限制。鑒于這些挑戰(zhàn)，學(xué)者已經(jīng)就驅(qū)動(dòng)原理、傳感原理和材料選擇提出了許多解決方案。驅(qū)動(dòng)源包括壓電馬達(dá)、超聲馬達(dá)、氣動(dòng)馬達(dá)、液壓馬達(dá)，用于手術(shù)和MRI研究的手動(dòng)機(jī)構(gòu)，以及藥物輸送和導(dǎo)管轉(zhuǎn)向的MRI RF驅(qū)動(dòng)選項(xiàng)。MRI環(huán)境中的機(jī)器人系統(tǒng)通常使用光纖技術(shù)來進(jìn)行力和位置的感知。機(jī)器人通常鋁、鈦等非鐵磁金屬，以及乙縮醛樹脂（Delrin）、聚醚醚酮（PEEK）、尼龍和陶瓷等非金屬材料構(gòu)成。

MR兼容機(jī)器人系統(tǒng)的產(chǎn)生和發(fā)展可以追溯到20世紀(jì)80年代末和90年代早期[2-3]，但是直到1995年，Masamune K等人[4]才首次研發(fā)出第一臺(tái)用于神經(jīng)外科手術(shù)的MRI機(jī)器人系統(tǒng)。之后，Chinzei K等人[5]對(duì)各種結(jié)構(gòu)材料和機(jī)電元件的MRI兼容性水平進(jìn)行了縝密的量化和分類，開創(chuàng)了該領(lǐng)域第二個(gè)里程碑。隨后，他們開發(fā)了一種用于開放式MRI環(huán)境的機(jī)器人，該系統(tǒng)使外科醫(yī)生可以在MRI掃描儀的機(jī)艙內(nèi)進(jìn)行操作[6]。自2000年以來，有關(guān)MR兼容系統(tǒng)的文獻(xiàn)報(bào)道大幅增長(zhǎng)[7-8]。MR兼容系統(tǒng)的應(yīng)用包括以下方面：用于神經(jīng)科學(xué)研究的功能性MRI（fMRI）工具[9-11]、醫(yī)療輔助設(shè)備（例如工具定位器[12]）、微創(chuàng)機(jī)器人系統(tǒng)[13]、用于執(zhí)行MRI彈性成像[14]、磁場(chǎng)控制藥物輸送[15]和導(dǎo)管操作的機(jī)械振動(dòng)器[16]。

本文介紹了術(shù)中MRI引導(dǎo)的介入式機(jī)器人系統(tǒng)的相關(guān)技術(shù)及其應(yīng)用領(lǐng)域，對(duì)MRI機(jī)器人領(lǐng)域的前景進(jìn)行了展望。

1 MR兼容機(jī)器人基本設(shè)計(jì)

1.1 MR兼容驅(qū)動(dòng)技術(shù)

在MR兼容機(jī)器人領(lǐng)域，文獻(xiàn)中常用的驅(qū)動(dòng)原理可歸納為超聲波電機(jī)、氣動(dòng)執(zhí)行器、液壓執(zhí)行器、電磁（EM）線圈和機(jī)械傳動(dòng)等類別[17]。

超聲波電機(jī)是被廣泛運(yùn)用于MR兼容機(jī)器人的一種執(zhí)行器。該類型的驅(qū)動(dòng)器基于壓電材料的共振產(chǎn)生運(yùn)動(dòng)，并且已經(jīng)在許多MR兼容的機(jī)電裝置中使用[4， 6， 18-20]。由于電機(jī)中的電纜會(huì)產(chǎn)生電磁干擾，為了將EM干擾降至最低，通常將電機(jī)放在距離掃描儀中心0.3～1m處。但超聲波馬達(dá)與MRI成像儀同步工作時(shí)，會(huì)導(dǎo)致圖像質(zhì)量嚴(yán)重下降，從而無法實(shí)現(xiàn)MRI圖像引導(dǎo)下的實(shí)時(shí)介入手術(shù)。針對(duì)這一問題的解決方法是將電子部件放置在屏蔽外殼（法拉第籠）和過濾控制線路中，使得超聲波馬達(dá)可以被放置在MRI掃描儀的中心處。

氣動(dòng)驅(qū)動(dòng)可以將必要的電子設(shè)備和氣動(dòng)閥安裝在掃描室外，并通過氣動(dòng)導(dǎo)管將空氣流輸送到掃描室中的執(zhí)行器。該方法能夠消除對(duì)必要電氣設(shè)備和電子元件的MR約束，并已成功展示了它在不同MRI設(shè)備中的可行性[21-25]。由于空氣是可壓縮流體，因此基于空氣的驅(qū)動(dòng)器往往不具備較大的保持扭矩。為了確保機(jī)器人與外界環(huán)境發(fā)生物理接觸時(shí)的穩(wěn)定性，氣動(dòng)驅(qū)動(dòng)器通常被設(shè)計(jì)成步進(jìn)的形式（如圖1），采用棘輪、蝸桿等自鎖機(jī)械結(jié)構(gòu)來避免其晃動(dòng)[26-27]。

氣動(dòng)導(dǎo)管長(zhǎng)度為8～10 m，其兩端分別連接MRI中執(zhí)行器和MRI控制室中的電控元件。盡管存在氣動(dòng)系統(tǒng)延遲的固有問題，并且難以實(shí)現(xiàn)平穩(wěn)和可控的精確定位，但這些問題通過特殊氣動(dòng)執(zhí)行器的設(shè)計(jì)已得到解決[28-30]。

相比于氣動(dòng)驅(qū)動(dòng)，液壓執(zhí)行器具有較高的精度，并且可以提供較大的保持扭矩，使得基于液體的驅(qū)動(dòng)器可以實(shí)現(xiàn)連續(xù)運(yùn)動(dòng)[31]，不需要借助自鎖的機(jī)械機(jī)構(gòu)。但是基于液體的驅(qū)動(dòng)方式存在液體泄漏、管路破裂等不容忽視的安全隱患。

通過EM線圈驅(qū)動(dòng)是另一種可選擇方案，它是一種簡(jiǎn)單易用且經(jīng)濟(jì)高效的方法。通過在掃描儀中使用強(qiáng)磁場(chǎng)，通過線圈的電流產(chǎn)生垂直于磁場(chǎng)方向的力。由于驅(qū)動(dòng)特性將根據(jù)線圈的方向和位置而變化，因此該方法適用于MR彈性成像[32-34]。

另外一種方法是將驅(qū)動(dòng)器完全放置在遠(yuǎn)離掃描室的地方，然后通過長(zhǎng)距離的機(jī)械傳動(dòng)裝置（例如帶傳動(dòng)、鏈傳動(dòng)等），驅(qū)動(dòng)位于掃描室內(nèi)的末端執(zhí)行器。在此種情況下，由于不存在電機(jī)等驅(qū)動(dòng)器，末端執(zhí)行器可以完全達(dá)到MR-conditional甚至MR-safe的標(biāo)準(zhǔn)。該法可以消除MR環(huán)境施加的限制，從而使常規(guī)電磁驅(qū)動(dòng)器的應(yīng)用成為可能。LI G等人和WU D等人提出了一種基于鏈珠的長(zhǎng)距離傳動(dòng)系統(tǒng)[35-36]，該傳動(dòng)使用塑料鏈珠，無需額外張緊輪施加張緊力，且鏈條和鏈輪之間無滑差，所以傳動(dòng)精確（如圖2）。

MRI室內(nèi)使用的其他一些驅(qū)動(dòng)方法包括電驅(qū)動(dòng)器[37]，電活性和鐵導(dǎo)電聚合物[38]，電流變流體制動(dòng)器[39-40]和經(jīng)過電磁屏蔽的直流馬達(dá)[41-42]等。

1.2 MR兼容的力感知

機(jī)器人輔助介入式手術(shù)的一個(gè)重要優(yōu)勢(shì)是它能精確控制末端執(zhí)行器的位置和力。要具備這種能力需要特定的傳感器將這些量測(cè)值反饋給控制算法，與此同時(shí)，這些傳感器還應(yīng)與MR環(huán)境兼容。

封閉式MRI掃描儀施加的物理分離會(huì)導(dǎo)致醫(yī)生在常規(guī)介入手術(shù)期間與患者處于分開狀態(tài)，不能觸碰到患者，對(duì)力的感測(cè)需要將力控制算法和觸覺引入到MR環(huán)境中，這一點(diǎn)尤為重要。一些定制的傳感器已經(jīng)開發(fā)出來，利用光電傳感器進(jìn)行力測(cè)量并將光纖用于數(shù)據(jù)傳輸[43]。

例如，Tada M等人[44]提出了一種基于光學(xué)原理的力傳感器。當(dāng)在兩個(gè)可能的方向上施加力時(shí)光源移動(dòng)，這將改變來自光傳感器上的每個(gè)段的電信號(hào)。通過這種方式，它可以測(cè)量0～6 N的力，位移精度為1％。

Chapius D等人 [45]提出，基于光學(xué)傳感器，通過光強(qiáng)度測(cè)量來檢測(cè)柔性鉸鏈彈簧的位移。光束在柔性聚合物探針中的鏡子上反射，并通過光纖傳輸?shù)綊呙鑳x室外。這種檢測(cè)原理可以實(shí)現(xiàn)力測(cè)量的緊湊型設(shè)計(jì)，每個(gè)自由度只需兩根光纖，并可用于轉(zhuǎn)矩測(cè)量（如圖3）。

Frishman S等人[46]提出了一種基于液體媒介的力反饋裝置，其輸入力和輸出力之間的差異小于5%。該裝置采用基于連通器原理的設(shè)計(jì)，力能夠以較高的精度從一端傳輸?shù)搅硪欢恕?/p>

1.3 MR兼容的位置感知

在MR兼容機(jī)器人中，位置傳感器通常用來確保其末端執(zhí)行器到達(dá)目標(biāo)位置。位置傳感器包括兩種類型：關(guān)節(jié)空間傳感器和任務(wù)空間傳感器。

關(guān)節(jié)空間測(cè)量主要通過光電直線和旋轉(zhuǎn)編碼器獲得[47]，這些編碼器通常具有極高的分辨率（0.0127mm/脈沖和0.072°/脈沖）。基于關(guān)節(jié)測(cè)量，末端執(zhí)行器的空間位資可以通過機(jī)器人的運(yùn)動(dòng)學(xué)正解獲得。為了補(bǔ)償機(jī)器人運(yùn)動(dòng)學(xué)建模、組織形變、末端執(zhí)行器形變帶來的定位誤差，基于任務(wù)空間的傳感器被引入進(jìn)來。Hata N等人[48]采用光學(xué)跟蹤器來定位一個(gè)MR引導(dǎo)的導(dǎo)航消融裝置。末端執(zhí)行器的位置信息可以通過MR坐標(biāo)系和機(jī)器人坐標(biāo)系的齊次變化獲得。這個(gè)方法的缺點(diǎn)在于末端執(zhí)行器的位置信息不僅取決于光學(xué)跟蹤器的精度，同時(shí)也受到MR坐標(biāo)系和機(jī)器人坐標(biāo)系配準(zhǔn)精度的影響。除此之外，它還需要跟蹤器和標(biāo)記物保持連續(xù)的光學(xué)接觸。另外一種方案是利用磁共振儀的磁場(chǎng)梯度，通過三個(gè)正交線圈中的感應(yīng)磁場(chǎng)強(qiáng)度來獲取位置信息[49]。然而，由于金屬儀器往往會(huì)對(duì)其周圍的磁場(chǎng)造成影響，這種傳感器無法測(cè)量金屬儀器在磁場(chǎng)中的位置和姿態(tài)信息。

直接觀測(cè)末端執(zhí)行器在MR圖像中的位姿是另一個(gè)直觀的手段，通常包括三個(gè)基本方法：被動(dòng)跟蹤，半主動(dòng)跟蹤和主動(dòng)跟蹤[50]。被動(dòng)跟蹤通過測(cè)量設(shè)備在圖像中偽影的位置來推斷末端執(zhí)行器的位姿信息。然而這種手段往往需要通過長(zhǎng)時(shí)間的MRI掃描來獲得圖像信息，同時(shí)也需要對(duì)圖像進(jìn)行精確的分割處理，從而不可避免地影響整個(gè)手術(shù)進(jìn)程。半主動(dòng)跟蹤和主動(dòng)跟蹤都是應(yīng)用了磁共振和微型線圈相互耦合的原理，其中半主動(dòng)跟蹤技術(shù)采取了無線耦合方式，主動(dòng)跟蹤技術(shù)利用微型同軸線對(duì)微型線圈和MRI進(jìn)行耦合。與半主動(dòng)跟蹤線圈相比（如圖4），主動(dòng)線圈的特點(diǎn)在于當(dāng)不需要進(jìn)行位置測(cè)量時(shí)可以主動(dòng)關(guān)閉跟蹤線圈耦合，從而改善由于微型線圈帶來的圖像信噪比降低的問題。在實(shí)際操作過程中，將微型線圈固定到末端執(zhí)行器上，從而來獲取其位姿信息。微型線圈具有更高的精度（1mm）和更快的更新頻率（40Hz），從而能夠更快地獲得任務(wù)空間的位姿信息[51-52]。

2 MR兼容機(jī)器人的應(yīng)用

2.1 用于前列腺治療的機(jī)器人

經(jīng)直腸超聲（Transrectal Ultrasound，TRUS）引導(dǎo)的組織取樣是前列腺活檢的常用方式。醫(yī)生將超聲探頭插入到直腸對(duì)前列腺進(jìn)行成像。在實(shí)時(shí)超聲成像的引導(dǎo)下，活檢針穿刺進(jìn)入前列腺提取組織樣本用于病理分析[53]。然而，由于超聲圖像的有限分辨率，很難實(shí)現(xiàn)精確取樣。與此同時(shí)，為了盡可能多地提取可能存在癌細(xì)胞的組織，需要在前列腺的不同區(qū)域進(jìn)行取樣。有文獻(xiàn)指出，在TRUS引導(dǎo)的活組織檢查中有15％～31％的前列腺癌患者被漏檢[54]。此外，由于在重復(fù)活檢過程中無法應(yīng)用麻醉，患者通常會(huì)感到中度至重度疼痛，并伴有暈厥、直腸出血和血尿等并發(fā)癥。

TRUS引導(dǎo)前列腺活檢的局限性引起了人們對(duì)使用MRI進(jìn)行腫瘤診斷和影像引導(dǎo)介入手術(shù)的興趣。和超聲掃描相比，MRI掃描具有成像質(zhì)量高、無電離輻射、無需造影劑等優(yōu)點(diǎn)。醫(yī)生可以在三維空間內(nèi)進(jìn)行術(shù)前規(guī)劃、病理分析和影像引導(dǎo)手術(shù)。采用直腸線圈的MRI可以提供更精確的前列腺圖像，從而提高活檢過程中癌癥診斷的準(zhǔn)確性。MRI引導(dǎo)的前列腺活檢技術(shù)正變得越來越普遍，且呈現(xiàn)多樣性。閉式和開放式MRI掃描儀均可用于經(jīng)直腸和經(jīng)會(huì)陰[53，55]前列腺活檢。不同的MRI技術(shù)被用來確定目標(biāo)區(qū)域，然而目標(biāo)區(qū)域會(huì)隨著前列腺移動(dòng)而移動(dòng)。為了解決這個(gè)問題，學(xué)者們已經(jīng)提出了眾多解決方案，包括用針固定前列腺并生成實(shí)時(shí)圖像[55]。

Krieger A等人[12]開發(fā)的MRI引導(dǎo)經(jīng)直腸前列腺介入治療機(jī)器人具有活檢和基準(zhǔn)標(biāo)記放置的功能。該機(jī)器人系統(tǒng)（如圖5A）體積很小，可用于開放式和閉式MRI掃描儀。該機(jī)器人具有一個(gè)3-DOF（Degrees of Freedom，DOF）的操縱器，其包含具有針導(dǎo)向器和RF線圈的直腸鞘。該機(jī)器人是基于三維（3D）成像的圖像來進(jìn)行手動(dòng)調(diào)節(jié)，其運(yùn)動(dòng)是通過尼龍護(hù)套中的磷青銅導(dǎo)線傳輸，由內(nèi)置的基準(zhǔn)標(biāo)記提供位置反饋，圖形用戶界面提供目標(biāo)位置以及穿刺路徑信息。該機(jī)器人已經(jīng)取得了可接受的定位精度 （1.3 mm），這一誤差的主要來源是組織形變，所以作者考慮將增加入針?biāo)俣然蛟谌脶槙r(shí)固定前列腺提高定位精度作為未來工作。

該團(tuán)隊(duì)還開發(fā)了用于前列腺活檢和近距離放射治療的探針放置機(jī)器人[56]。該機(jī)器人用于閉孔MRI掃描儀，當(dāng)患者仰臥時(shí)，機(jī)器人被放置在患者腿部之間的空間。該團(tuán)隊(duì)在3-T閉孔MRI掃描儀上對(duì)機(jī)器人的性能進(jìn)行了評(píng)估，發(fā)現(xiàn)SNR最大降低至5％，平均定位精度為0.94 mm。

該機(jī)器人有8個(gè)DOF，其中3個(gè)DOF用于探針放置。機(jī)器人由丙烯酸和PEEK塑料構(gòu)成，并使用MRI兼容的氣壓驅(qū)動(dòng)，利用MRI兼容氣動(dòng)制動(dòng)器（連接到氣缸）和光電編碼器進(jìn)行位置感測(cè)。使用基于氣缸的執(zhí)行器設(shè)計(jì)機(jī)器人最大的好處就是可以將SNR降至非常低的水平，但由于氣體是可壓縮流體，因此機(jī)器人的動(dòng)力學(xué)特性和剛度都有待提高（注：此處剛度是指機(jī)器人與外界環(huán)境交互時(shí)，保持自身位姿不變的能力）。

Elhawary H等人[57]開發(fā)了經(jīng)直腸前列腺活檢系統(tǒng)（如圖5B）。該系統(tǒng)是以1-DOF線性平臺(tái)為基礎(chǔ)，構(gòu)建而成的5-DOF笛卡爾機(jī)器人。每個(gè)平臺(tái)由一個(gè)線性壓電陶瓷電機(jī)驅(qū)動(dòng)，并采用線性光電編碼器進(jìn)行位置反饋。探針外殼包括有效的基準(zhǔn)標(biāo)記用于針的軌跡規(guī)劃，并由醫(yī)生用氣動(dòng)觸發(fā)器遠(yuǎn)程穿刺。機(jī)器人由乙縮醛樹脂（Delrin）和聚酰胺（Ertalon）構(gòu)成，最大可降低8.8％的SNR。使用基于壓電原理的驅(qū)動(dòng)器時(shí)，需要將機(jī)器人置于離成像區(qū)域（即Head coil）較遠(yuǎn)的地方，否則會(huì)有明顯的偽影出現(xiàn)。因此其比較適合作為通體細(xì)長(zhǎng)、驅(qū)動(dòng)較長(zhǎng)的探針機(jī)器人的驅(qū)動(dòng)器。但是該類驅(qū)動(dòng)器一般都存在扭矩較小的問題，容易在與外界產(chǎn)生力交互時(shí)發(fā)生反向驅(qū)動(dòng)。

Stoianovici D等人[58]開發(fā)了MrBot，用于遠(yuǎn)程操作的MRI引導(dǎo)經(jīng)會(huì)陰前列腺穿刺介入手術(shù)。該機(jī)器人（如圖5C）可以與不同的工具搭配使用，如活檢、血清注射或近距離放射治療。該機(jī)器人由新型氣動(dòng)步進(jìn)電機(jī)“PneuStep”驅(qū)動(dòng)，光電編碼提供位置反饋，其控制硬件放置在磁場(chǎng)之外。機(jī)器人結(jié)構(gòu)件由塑料、陶瓷和橡膠構(gòu)成，可在成像空間內(nèi)使用。該機(jī)器人的位置誤差為（0.315±0.143）mm。基于齒的嚙合原理的氣動(dòng)步進(jìn)電機(jī)擁有較大的保持力矩、優(yōu)異的MR兼容性，可以很好的勝任定位工作，但是其速度較慢，速度曲線不平滑，并且在運(yùn)行時(shí)會(huì)產(chǎn)生較大的噪聲。

柏林洪堡大學(xué)的研究團(tuán)隊(duì)開發(fā)了一種2-DOF經(jīng)會(huì)陰前列腺活檢機(jī)械手，可通過伸縮桿從MRI掃描儀外部進(jìn)行控制[60]。該設(shè)備由聚甲醛塑料構(gòu)成，并已經(jīng)進(jìn)行了12例患者的臨床試驗(yàn)。Goldenberg A A等人[80]報(bào)道了其團(tuán)隊(duì)在遠(yuǎn)程操作系統(tǒng)上進(jìn)行的閉孔成像引導(dǎo)前列腺介入治療。該機(jī)器人上可以安裝各種工具進(jìn)行活檢、熱消融和近距離放射治療。該機(jī)器人有5個(gè)DOF，并使用帶光電編碼器的超聲電機(jī)（Shinsei USR60）驅(qū)動(dòng)。機(jī)器人材料主要為6061鋁合金，其中一些部件為黃銅、聚甲醛樹脂和尼龍。通過評(píng)估MRI兼容性，顯示形成的偽影可忽略，圖像的SNR最大降低7％。

另外，Song S E等人[59]開發(fā)了另一種MRI引導(dǎo)前列腺機(jī)器人，用于經(jīng)會(huì)陰前列腺活檢和近距離放療（如圖5D）。該系統(tǒng)使用改進(jìn)的雙向氣缸（Airpel E9 Anti-Stiction）和外部阻尼機(jī)構(gòu)，以獲得更好的運(yùn)動(dòng)控制性能。在模型實(shí)驗(yàn)中，探針定位誤差在0.5 mm以內(nèi)。

Moreira P等人[61]提出了一種基于超聲波電機(jī)的MR兼容前列腺介入機(jī)器人，其定位精度為2.76 mm，帶有可靈活轉(zhuǎn)向的柔性針頭，并且采用了基于光纖布拉格光柵（Fiber Bragg Grating，F(xiàn)BG）的針尖追蹤器。該機(jī)器人系統(tǒng)通過MRI圖像定位障礙物和目標(biāo)，而FBG傳感器提供應(yīng)變測(cè)量，用于針尖位置的實(shí)時(shí)估計(jì)。

Chen L Q等人[62]開發(fā)了一種基于新型氣動(dòng)步進(jìn)電機(jī)的5-DOF機(jī)器人，定位精度達(dá)到了0.9 mm，機(jī)器人采用非金屬材料制成，極大地降低了MRI圖像的SNR。該團(tuán)隊(duì)開發(fā)的氣動(dòng)步進(jìn)旋轉(zhuǎn)執(zhí)行器（如圖6），是一個(gè)布滿針孔的圓筒機(jī)構(gòu)，由氣缸控制的圓錐形針刺入這些圓孔，以調(diào)整旋轉(zhuǎn)角度，實(shí)現(xiàn)步進(jìn)運(yùn)動(dòng)。

2.2 用于腹部和脊椎治療的機(jī)器人

基于MRI的導(dǎo)航介入系統(tǒng)可讓醫(yī)生在術(shù)前定位探針在體內(nèi)的軌跡并確認(rèn)其位置。相比于超聲的二維（2D）圖像，MRI生成的三維圖像能更準(zhǔn)確地觀察組織結(jié)構(gòu)[63]。利用MRI圖像可輔助完成腹部介入手術(shù)，如射頻消融（Radiofrequency Ablation，RFA）或用于肝臟腫瘤治療的經(jīng)皮乙醇注射療法（Percutaneous Ethanol Injection Therapy，PEIT）。過去，醫(yī)生通常會(huì)使用超聲確定病灶，但如果腫瘤很小，使用此方法鑒別病變得極其困難。此外，由于超聲圖像分辨率不高，患者之前的疤痕會(huì)干擾醫(yī)生對(duì)于超聲圖像的判斷，讓醫(yī)生誤認(rèn)為這是腫瘤。有報(bào)告顯示，RFA病例并發(fā)癥發(fā)生率為5.8％～12％，復(fù)發(fā)率為3.6％～5％。對(duì)于PEIT病例，并發(fā)癥發(fā)生率為1.7％～3.2％，復(fù)發(fā)率為14％～15％。綜上所述，MRI可以獲得更準(zhǔn)確的成像改善治療效果，同時(shí)還能消除額外的電離輻射，是一個(gè)更有吸引力的選擇[63]。

Bricault I等人[64]開發(fā)了一種輕型穿刺機(jī)器人（Light Puncture Robot，LPR），用于腹部和胸部穿刺。由于其重量輕（僅1 kg），機(jī)器人（如圖7）可以放置在患者的身體上用于補(bǔ)償由呼吸引起的胸部運(yùn)動(dòng)。LPR有5個(gè)DOF，包括持針器（直接放在身體上）和支撐架。LPR由尼龍，聚甲醛樹脂和環(huán)氧樹脂構(gòu)成。LPR由壓縮空氣驅(qū)動(dòng)，壓縮空氣由掃描室外的泵壓縮并經(jīng)由7 m長(zhǎng)的管路傳送到LPR。執(zhí)行器產(chǎn)生單向步進(jìn)式運(yùn)動(dòng)，基準(zhǔn)跟蹤提供位置反饋，實(shí)驗(yàn)測(cè)得位置精度為所要求位移的5％，旋轉(zhuǎn)誤差為±1°。這種5-DOF機(jī)構(gòu)通常由3-DOF的笛卡爾坐標(biāo)調(diào)整機(jī)構(gòu)、入針模塊和旋轉(zhuǎn)模塊組成，結(jié)構(gòu)簡(jiǎn)單，控制方便，但是體積較大。

過去幾年里，德國(guó)的Innomedic GmbH，F(xiàn)ZK Karlsruhe和TH Gelsenkir公司生產(chǎn)了Innomotion，這是一種商用MRI介入式機(jī)器人平臺(tái)。Hempel E等人[8]和Melzer A等人[65]在該系統(tǒng)上進(jìn)行了早期的研究工作，旨在為脊柱疾病治療提供精確的探針插入。超聲波馬達(dá)（Shinsei USR60）和遠(yuǎn)程操作的氣動(dòng)執(zhí)行機(jī)構(gòu)有助于抓緊并將針插入等中心點(diǎn)附近。帶有冗余增量編碼器的光學(xué)傳感器組合可以檢測(cè)位置。機(jī)器人結(jié)構(gòu)采用C形的弓形結(jié)構(gòu)，主要由PEEK塑料構(gòu)成，可懸掛在患者身體上，第2代Innomotion使用相同的結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)。該系統(tǒng)采用帶慢動(dòng)作控制的氣動(dòng)執(zhí)行機(jī)構(gòu)代替超聲波電機(jī)，使用光纖耦合限位開關(guān)以及旋轉(zhuǎn)和線性增量傳感器提供位置反饋。該系統(tǒng)的定位精度為±1 mm和±1°。除了兼容MRI掃描儀，該機(jī)器人還可以用于CT掃描儀。當(dāng)前機(jī)器人僅提供針的位姿控制，這意味著如果要執(zhí)行穿刺，則必須將患者移出核磁共振掃描儀。

HE Z L等人[66]提出了一種半自動(dòng)的輔助定位機(jī)器人，該系統(tǒng)需要醫(yī)生手動(dòng)地調(diào)節(jié)穿刺針的位姿，當(dāng)穿刺針夾角達(dá)到預(yù)設(shè)值后，機(jī)器人會(huì)改變自身剛度，鎖定穿刺針的角度，其角度誤差可控制在5°以內(nèi)。在醫(yī)生將針刺入人體的過程中，機(jī)器人結(jié)合具有反饋控制和剛度調(diào)節(jié)能力的軟流體驅(qū)動(dòng)致動(dòng)器，實(shí)現(xiàn)針的穿刺。

Kim G H等人[67]所在團(tuán)隊(duì)前期設(shè)計(jì)了一款4-DOF串聯(lián)機(jī)器人，后進(jìn)行結(jié)構(gòu)改進(jìn)并設(shè)計(jì)了一款緊湊的4-DOF并聯(lián)機(jī)器人[68-69]（如圖8），用于穿刺手術(shù)定位與導(dǎo)向。該機(jī)器人需要醫(yī)生通過緊固帶將其固定在人體上，此設(shè)計(jì)可以補(bǔ)償患者的呼吸運(yùn)動(dòng)，從而提高定位精度。該機(jī)器人不具備主動(dòng)插入針的功能，采用超聲波電機(jī)作為執(zhí)行器。機(jī)器人體積僅為160 mm×200 mm×84 mm，總重量不到700 g，X軸和Z軸的平均平移誤差分別為1.01 mm和0.96 mm，X軸和Z軸的平均旋轉(zhuǎn)誤差分別為3.06°和2.07°。

LI G等人提出了一系列基于串珠鏈驅(qū)動(dòng)的全驅(qū)動(dòng)機(jī)器人[70-71]，該種機(jī)器人由一個(gè)3-DOF的笛卡爾坐標(biāo)調(diào)整模塊，1-DOF的穿刺針偏航軸旋轉(zhuǎn)模塊[72]和一個(gè)2-DOF的穿刺針運(yùn)動(dòng)模塊[36，73]組成。將該機(jī)器人固定在人體上后，機(jī)器人即可自動(dòng)完成定位、插針等操作，但該機(jī)器人無法調(diào)節(jié)穿刺針的刺入角度。穿刺針尖的定位誤差為（0.99±0.46）mm。

2.3 肝臟治療的機(jī)器人

心臟跳動(dòng)和肺部呼吸使人體的肝臟處于運(yùn)動(dòng)狀態(tài)。臨床醫(yī)生必須在手術(shù)過程中手動(dòng)跟蹤肝臟運(yùn)動(dòng)，而超聲波成像不能提供足夠的清晰度來充分顯示目標(biāo)位置。除了手動(dòng)跟蹤肝臟外，臨床醫(yī)師還需要快速地執(zhí)行探針插入和觸發(fā)活檢等操作，以使患者所遭受的疼痛最小化和減少目標(biāo)組織的變形。這種要求苛刻的手術(shù)需要熟練的放射醫(yī)學(xué)專業(yè)技能。因此，使用超聲引導(dǎo)的傳統(tǒng)肝活檢是一項(xiàng)艱巨的任務(wù)。MR兼容的輔助機(jī)器人可以在活檢期間大大地幫助臨床醫(yī)生，并提高工具放置的準(zhǔn)確性[48， 74]。

2004年，Hata N等人[75]開發(fā)了探針定位及插入機(jī)器人用于MR引導(dǎo)肝臟熱療。機(jī)器人具有五連桿和萬向節(jié)設(shè)計(jì)，可最大限度地減小尺寸并最大化工作空間。3-DOF機(jī)器人由帶絲杠和編碼器的超聲波馬達(dá)（Shinsei USR60）驅(qū)動(dòng)，探針的工作空間為110 mm×92 mm×70 mm。

機(jī)器人在任意方向上的平均準(zhǔn)確度為0.13 mm，并且在驅(qū)動(dòng)期間SNR最大降低了19％。滾珠絲桿很好地彌補(bǔ)了超聲波馬達(dá)扭矩小的問題，但也使得整個(gè)機(jī)器人系統(tǒng)的速度相應(yīng)的變慢。

Miyata N等人[76]開發(fā)了一套僅適用于開放式掃描儀的6-DOF微創(chuàng)肝臟手術(shù)系統(tǒng)，由液壓主從系統(tǒng)驅(qū)動(dòng)機(jī)器的兩把鑷子。鑷子橫向進(jìn)入人體后，能夠以3個(gè)自由度來旋轉(zhuǎn)手術(shù)部位附近的遠(yuǎn)端部分，該系統(tǒng)可提供高達(dá)39.2 N·m的扭矩。該系統(tǒng)還使用超聲波電機(jī)來傳輸氣缸的直線運(yùn)動(dòng)。為了縮短液壓系統(tǒng)的傳輸時(shí)間，整個(gè)系統(tǒng)都被放置在MRI室內(nèi)。液壓系統(tǒng)兼具大扭矩、較高的運(yùn)行速度，以及良好的MR兼容性，但是也存在控制難度大、容易漏液等問題。

Hashizume M等人[77]開發(fā)了用于0.4 T開放式MRI的可遠(yuǎn)程操作7-DOF機(jī)器人系統(tǒng)。該系統(tǒng)具有主接口的手術(shù)控制臺(tái)控制4個(gè)從屬操縱器：3個(gè)帶有其他工具的夾具，1個(gè)MRI兼容的腹腔鏡。該系統(tǒng)利用C型框架構(gòu)建了一個(gè)遠(yuǎn)端運(yùn)動(dòng)中心（Remote Center of Motion，RCM），通過在夾持器中的超聲波馬達(dá)驅(qū)動(dòng)夾具。臨床醫(yī)生可以使用帶有光纖傳感器的手持式開關(guān)控制器，以及用于探針定位的操縱桿或定位在掃描儀室外部的手術(shù)控制臺(tái)來操作機(jī)器人。為了適應(yīng)MRI掃描儀，該機(jī)器人體積較小，質(zhì)量較輕（5 kg）。

Sato I等人[78]為MRI引導(dǎo)穿刺手術(shù)開發(fā)了一種MR兼容的2-DOF機(jī)械手。操縱器將在開放式MRI的臺(tái)架內(nèi)使用。兩個(gè)超聲波電機(jī)用于驅(qū)動(dòng)機(jī)械手，超聲波電機(jī)完全由鋁片和金屬絲網(wǎng)管屏蔽。測(cè)試表明圖像SNR下降僅為1.2％，即機(jī)械手在機(jī)架內(nèi)也不能觀察到MRI圖像明顯的失真和偽影。

Franco E等人[79]提出了一種基于氣壓缸的肝臟腫瘤激光消融手術(shù)探針導(dǎo)向機(jī)器人（如圖9）。

機(jī)器人由塑料聚合物構(gòu)成，機(jī)器人在手術(shù)中只提供導(dǎo)向的功能，入針過程將由醫(yī)生操作。機(jī)器人使用塑料氣壓缸來驅(qū)動(dòng)，機(jī)器人采用了一種新的延時(shí)控制方案，使得最終誤差在5 mm以內(nèi)。

2.4 乳腺腫瘤活檢機(jī)器人

乳腺癌是婦女中最普遍的癌癥和癌癥死亡的第二大原因。對(duì)于確診乳腺癌，組織病理學(xué)檢查被認(rèn)為是最好的方法，它需要通過穿刺活檢收集組織樣本?？梢赡[塊的直徑可能小至5 mm或更小，在穿刺針插入過程中還面臨結(jié)構(gòu)變形、靶移動(dòng)以及活檢針可操作性不足等復(fù)雜情況。通過應(yīng)用大口徑針頭可以解決穿刺針在插入過程中的變形問題，但仍要解決精確定位和高速放置活檢探針并連續(xù)從目標(biāo)部位收集足夠組織的問題，因此在MRI引導(dǎo)下的輔助乳腺穿刺手術(shù)機(jī)器人應(yīng)運(yùn)而生。

Larson B T等人[18]開發(fā)了一種在閉孔式掃描儀中對(duì)乳房進(jìn)行機(jī)器人圖像引導(dǎo)活檢的系統(tǒng)，其電機(jī)放置在離成像空間1 m的位置，患者躺在用于固定乳房的、經(jīng)特殊改裝的框架上。該系統(tǒng)有4個(gè)DOF（3個(gè)旋轉(zhuǎn)DOF），并由超聲波電機(jī)驅(qū)動(dòng)，由光學(xué)編碼器提供位置反饋，位置精度為6.1 mm。

Kokes R等人[80]開發(fā)了用于乳腺腫瘤RFA的1-DOF探針驅(qū)動(dòng)系統(tǒng)，它使用六軸力傳感器和SensAble Phantom觸覺界面，系統(tǒng)在MRI引導(dǎo)的遠(yuǎn)程操作期間向操作員進(jìn)行力反饋。該裝置由聚丙烯和碳纖維構(gòu)成，并通過液壓驅(qū)動(dòng)。

Yang B等人[81]開發(fā)了一種用于穿刺活檢的4-DOF機(jī)器人。該系統(tǒng)具有平行機(jī)構(gòu)，其具有1個(gè)平移自由度、2個(gè)旋轉(zhuǎn)自由度和1個(gè)用于插入探針的自由度。它由黃銅、鋁和塑料組成。氣動(dòng)執(zhí)行器驅(qū)動(dòng)3個(gè)平臺(tái)腿，壓電馬達(dá)驅(qū)動(dòng)探針插入軸。為了減少電磁干擾，該機(jī)器人的電機(jī)被安裝在離MRI掃描儀較遠(yuǎn)的位置，并通過萬向節(jié)與探針機(jī)構(gòu)連接。光纖力傳感器為軟組織穿刺提供力反饋。

ZHANG T X等人[82]開發(fā)了一種并聯(lián)機(jī)器人，其采用線驅(qū)動(dòng)的方式控制一種3-4R并聯(lián)結(jié)構(gòu)，這種機(jī)構(gòu)曾被用在仿人機(jī)器人的腕關(guān)節(jié)。該機(jī)器人可以從不同角度插入活檢針，針尖位置誤差為1.55 mm，X、Y、Z方向的剛度分別為7.50 N/mm、50.25 N/mm和16.04 N/mm。線驅(qū)動(dòng)是一種MR兼容的驅(qū)動(dòng)方式，它的速度、扭矩都由拉線電機(jī)決定，電機(jī)等驅(qū)動(dòng)設(shè)備通常被放置在距離MR掃描儀較遠(yuǎn)的電磁屏蔽箱內(nèi)，但是線驅(qū)動(dòng)布設(shè)起來可能較為麻煩。

Groenhuis V等人[83]設(shè)計(jì)了一款氣動(dòng)的乳腺活檢機(jī)器人（如圖10），該機(jī)器人采用了一種新的氣動(dòng)步進(jìn)執(zhí)行器，通過齒輪嚙合的方式驅(qū)動(dòng)齒條來驅(qū)動(dòng)機(jī)器人的運(yùn)動(dòng)。機(jī)器人由2個(gè)弧齒輪調(diào)節(jié)入針角度，1個(gè)直線齒條控制針穿刺。該機(jī)器人體積小巧，只有72 mm×51 mm×40 mm，且定位精度達(dá)到了0.5 mm。

Navarro-Alarcon D等人[84]設(shè)計(jì)了一款基于超聲波電機(jī)的機(jī)器人，超聲波電機(jī)通過齒輪齒條以及渦輪蝸桿機(jī)構(gòu)驅(qū)動(dòng)一個(gè)正交平臺(tái)，以調(diào)整穿刺針的位置。機(jī)器人通過氣缸來將穿刺針刺入乳房，但是該機(jī)器人只能實(shí)現(xiàn)垂直刺入，穿刺針的角度無法改變。

2.5 神經(jīng)微創(chuàng)手術(shù)機(jī)器人

應(yīng)用于神經(jīng)外科的微創(chuàng)手術(shù)具有手術(shù)切口小、術(shù)后疼痛輕及恢復(fù)時(shí)間快的優(yōu)點(diǎn)。但由于微創(chuàng)手術(shù)的創(chuàng)口太小，導(dǎo)致手術(shù)過程中外科醫(yī)生操作工具的自由度不夠，因此該技術(shù)的應(yīng)用范圍受到限制[76]。由于神經(jīng)外科手術(shù)要求高精度的探針定位和穿刺，因此引發(fā)了關(guān)于MRI引導(dǎo)下神經(jīng)微創(chuàng)外科手術(shù)機(jī)器人的研究[85]。

Masamune K等人[4]于1995年開發(fā)的系統(tǒng)是用于神經(jīng)外科手術(shù)的首批MR兼容機(jī)器人之一。該機(jī)器人有6-DOF，由1個(gè)底座和1個(gè)帶有探針插入器的臂組成。它通過超聲波馬達(dá)驅(qū)動(dòng)，由旋轉(zhuǎn)式光學(xué)編碼器提供位置反饋。該系統(tǒng)的電源線采用了屏蔽處理，并連接到位于室內(nèi)角落的電機(jī)驅(qū)動(dòng)器和計(jì)算控制器。機(jī)器人主要由聚對(duì)苯二甲酸乙二醇酯（PET）制成，并帶有一些鋁、不銹鋼、黃銅和Delrin部件。探針定位精度在3.3 mm以內(nèi)。

Miyata N等人[76]開發(fā)了一種用于微型鑷子的彎曲機(jī)構(gòu)。該系統(tǒng)允許在3 mm操作空間內(nèi)進(jìn)行2-DOF彎曲和精確定位，超聲波馬達(dá)被放置在遠(yuǎn)離MRI掃描儀的地方來驅(qū)動(dòng)5-DOF機(jī)械手。該機(jī)器人采用用鋁和鈦制成的導(dǎo)線系統(tǒng)，配合凸輪氣缸、扭轉(zhuǎn)彈簧和齒輪齒條傳動(dòng)來驅(qū)動(dòng)機(jī)器人。

Koseki Y等人[86]開發(fā)了一種用于開放式垂直型MRI掃描儀的經(jīng)鼻手術(shù)內(nèi)窺鏡。它有2個(gè)旋轉(zhuǎn)和2個(gè)平移自由度，并由超聲波電機(jī)驅(qū)動(dòng)。該系統(tǒng)采用五連桿機(jī)構(gòu)，執(zhí)行器放置在遠(yuǎn)離MRI掃描儀的固定位置。機(jī)器人靠近MRI掃描儀的部分由鈦制成，遠(yuǎn)離掃描儀的部分則采用了不銹鋼、鐵等鐵磁性材料。

YUN C等人[87]開發(fā)了用于MRI引導(dǎo)的6-DOF神經(jīng)外科手術(shù)系統(tǒng)，該系統(tǒng)通過三個(gè)移動(dòng)單元進(jìn)行探針定位，其余的自由度控制穿刺針的方向及穿刺。它由超聲波馬達(dá)驅(qū)動(dòng)，結(jié)構(gòu)材料主要為鈦合金和聚碳酸酯樹脂。MR兼容的光學(xué)旋轉(zhuǎn)編碼器為機(jī)器人提供位置信息，并且基于圖像的目標(biāo)跟蹤算法返回位置信息。

多倫多大學(xué)的Raoufi C等人[88]提出了一種適用于閉孔式掃描儀的MR引導(dǎo)神經(jīng)外科機(jī)器人系統(tǒng)（如圖11），它可以執(zhí)行活檢、熱消融、深部電腦刺激（Deep Brain Stimulation，DBS）和有針對(duì)性的藥物輸送等工作。機(jī)械手由安裝在MRI平臺(tái)上的導(dǎo)航模塊和穿刺活檢模塊組成。為了節(jié)省空間和減輕重量，穿刺針的角度調(diào)節(jié)裝置采用六支鏈并聯(lián)機(jī)構(gòu)，由超聲波馬達(dá)驅(qū)動(dòng)滾珠絲桿來控制六支鏈并聯(lián)平臺(tái)（即Stewart平臺(tái)）的角度。該機(jī)器人主要由鋁構(gòu)成，根據(jù)MRI圖像上的基準(zhǔn)標(biāo)記追蹤來反饋穿刺針的位置。

Patel N A等人[89]研發(fā)了一個(gè)基于超聲波電機(jī)的7-DOFMRI兼容神經(jīng)外科機(jī)器人（如圖12A），其基于立體定向框架設(shè)計(jì)了一個(gè)具有二維的RCM機(jī)構(gòu)。該機(jī)器人的針尖定位精度為（1.37±0.06）mm，角度定位精度為（0.79±0.41） °。

在將針穿刺進(jìn)入人體的過程中，針尖誤差為（0.06±0.07）mm，針尖旋轉(zhuǎn)的誤差為（0.77±1.31）°。

Guo Z Y等人[90]提出了一個(gè)實(shí)時(shí)MRI引導(dǎo)的雙側(cè)立體手術(shù)定向機(jī)器人（如圖12B），該機(jī)器人采用了高性能液壓傳動(dòng)裝置以及緊湊的設(shè)計(jì)，使得其能夠在標(biāo)準(zhǔn)成像頭線圈的有限空間內(nèi)操作。其驅(qū)動(dòng)器的最大剛度系數(shù)為24.35 N/mm，平均定位誤差為1.73 mm。

Ho M等人[91]提出了一種基于形狀記憶合金的手術(shù)機(jī)器人。該機(jī)器人為多關(guān)節(jié)串聯(lián)的結(jié)構(gòu)，采用兩根對(duì)立的形狀記憶合金線作為機(jī)器人各關(guān)節(jié)的執(zhí)行器，并且在Tanaka模型的基礎(chǔ)上建立了一個(gè)理論模型來描述形狀記憶合金線在溫度變化時(shí)的關(guān)節(jié)運(yùn)動(dòng)。

Chen Y等人[92]采用基于螺旋同心管的射頻消融探針系統(tǒng)進(jìn)行MRI引導(dǎo)下的腫瘤熱消融。該團(tuán)隊(duì)使用了一種與螺旋管形狀相匹配的螺旋機(jī)構(gòu)，以類似“開瓶器”的跟隨引導(dǎo)軌跡展開螺旋管。該系統(tǒng)包括一根鎳鈦輸送管（外徑φ：2.4 mm，內(nèi)徑：1.9 mm），一根位于同心管系統(tǒng)中心的柔性螺旋鎳鈦管（外徑φ：1.4 mm，內(nèi)徑：0.9 mm）進(jìn)入顱內(nèi)，以及一根定制的柔性直射頻消融探針（外徑φ：0.8 mm），該探針由鎳鈦絲通過熱收縮聚四氟乙烯管屏蔽而成。

NeuroArm由Sutherland G R等人[13]和McBeth P B等人[93]開發(fā)，被設(shè)計(jì)用于MRI引導(dǎo)的可遠(yuǎn)程操作神經(jīng)外科手術(shù)。NeuroArm采用超聲波電機(jī)驅(qū)動(dòng)，由1個(gè)工作站、1個(gè)系統(tǒng)控制柜、1個(gè)MR兼容的內(nèi)窺鏡和2個(gè)安裝在移動(dòng)基座平臺(tái)上的7-DOF鈦制從機(jī)械手組成。末端執(zhí)行器配有三維力傳感器，向操作者提供力反饋。工作站位于MRI室外，并配備了SensAble Phantom操作界面，操作者可以通過能夠提供深度感知的立體觀察器或利用疊加工具顯示手術(shù)部位實(shí)時(shí)MRI圖像的屏幕來觀察操作區(qū)域。NeuroArm可以執(zhí)行微創(chuàng)手術(shù)、活檢立體定位、熱凝固和縫合等工作，并于2008年5月第1次被用于臨床的腫瘤切除手術(shù)，目前正在商業(yè)化。

2.6 fMRI輔助下大腦和運(yùn)動(dòng)功能研究機(jī)器人

fMRI（Functional Magnetic Resonance Imaging）可通過測(cè)量血流量變化（血流動(dòng)力學(xué)反應(yīng)）來實(shí)現(xiàn)大腦活動(dòng)的可視化。用fMRI探索大腦需要控制各種條件并進(jìn)行復(fù)雜的實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)，包括隨機(jī)刺激和參數(shù)化設(shè)計(jì)。為實(shí)現(xiàn)這些目標(biāo)，需要機(jī)電裝置來測(cè)量與受試者相互作用的持續(xù)時(shí)間、刺激時(shí)間，并根據(jù)實(shí)驗(yàn)設(shè)計(jì)來控制它們[43]。

LIU J Z等人[94]開發(fā)了一種MR兼容設(shè)備來測(cè)量手指的手柄力和表面肌電圖，通過液壓連通器系統(tǒng)將操作者的力傳遞到掃描儀室外的壓力傳感器。

Khanicheh A等人[95]開發(fā)了一種可變電阻手持設(shè)備，用于在腦卒中后康復(fù)過程中使用fMRI研究大腦和運(yùn)動(dòng)功能。該設(shè)備由有機(jī)玻璃和環(huán)氧樹脂構(gòu)成，使用電流變液體。該系統(tǒng)分別用光學(xué)編碼器和鋁應(yīng)變計(jì)測(cè)量患者運(yùn)動(dòng)和施加的力，系統(tǒng)的SNR變化小于5％。

Fluekiger M等人[96]開發(fā)了一種1-DOF觸覺間隔面用于fMRI研究（如圖13A）?；颊吲?dòng)手柄盒后，超聲波馬達(dá)啟動(dòng)手柄，導(dǎo)致彈性聚合物發(fā)生偏轉(zhuǎn)，因此可以通過測(cè)量光纖光強(qiáng)度的變化來測(cè)量扭矩。由于速度傳感器在低速時(shí)不準(zhǔn)確，而且靜液壓傳動(dòng)不完全是剛性的，因此該系統(tǒng)的最大帶寬受限。

Riener R等人[10]闡述了一種通過手部運(yùn)動(dòng)進(jìn)行神經(jīng)運(yùn)動(dòng)研究的觸覺裝置。它使用一種稱為“洛倫茲電機(jī)”的致動(dòng)器設(shè)計(jì)，通過與磁場(chǎng)相互作用來運(yùn)動(dòng)（如圖13B）。為了提高M(jìn)R的兼容性，該裝置需要被放置在MRI掃描儀的遠(yuǎn)端，通過三根光纖組成的系統(tǒng)來感應(yīng)力。該系統(tǒng)由1根入射光纖和2根接收光纖組成，通過比較兩根接收光纖之間的光強(qiáng)度差異得到力信息。但由于光的漫射，導(dǎo)致該傳感器不夠準(zhǔn)確。

相關(guān)研究人員[11， 37， 43， 45， 96]開發(fā)了MR兼容的觸覺接口用于fMRI研究人類運(yùn)動(dòng)控制以及fMRI和機(jī)器人輔助康復(fù)。它最初基于一個(gè)簡(jiǎn)單的轉(zhuǎn)動(dòng)手柄觸覺裝置，并使用位于離磁鐵2 m處的屏蔽直流電機(jī)的電纜傳輸（如圖14A）。但即使有屏蔽，該設(shè)備也會(huì)大大降低圖像質(zhì)量。第二代裝置使用超聲波馬達(dá)定位觸覺表面，同時(shí)將位置信號(hào)通過20Hz帶寬的流體導(dǎo)管傳輸。該系統(tǒng)采用了一個(gè)基于反射光強(qiáng)度的光學(xué)力傳感器，測(cè)量相互作用力。

Hidler J等人[9]展示了一種用于測(cè)量異常情況的fMRI兼容手腕裝置（如圖14B）。底座和手柄由Delrin材料制成，感應(yīng)由JR3 Inc.（Woodland，CA，USA）制造的六軸重力傳感器提供。但該機(jī)器人的底座設(shè)計(jì)限制了肘部運(yùn)動(dòng)，受檢者只能用手腕移動(dòng)手柄。

3 未來發(fā)展方向

3.1 適應(yīng)高場(chǎng)掃描儀

3 T或更高的磁場(chǎng)強(qiáng)度掃描儀可以提供比

1.5 T掃描儀更好的圖像質(zhì)量，并將在醫(yī)院廣泛采用。MRI機(jī)器人適應(yīng)高場(chǎng)掃描儀意味著機(jī)電一體化組件和整個(gè)機(jī)器人的MR兼容性必須在新的場(chǎng)強(qiáng)下再次進(jìn)行評(píng)估以獲得高強(qiáng)度磁場(chǎng)下的MR兼容性認(rèn)證。適用于1.5 T環(huán)境的低通濾波器在射頻消除的高場(chǎng)環(huán)境中是有利的，因?yàn)樗鼈兛稍诖笥?28 MHz（3 T）的拉莫爾頻率下提供更大的噪聲衰減。成像和追蹤機(jī)器人中使用的MRI線圈和其他相關(guān)的MRI技術(shù)需要在新的共振頻率下進(jìn)行調(diào)整。

3.2 注重成本效益和系統(tǒng)簡(jiǎn)化設(shè)計(jì)

易用性、高重復(fù)性以及時(shí)間和成本效益對(duì)于系統(tǒng)功能的臨床驗(yàn)證非常重要。由于MRI套件已成為臨床醫(yī)生和研究人員共享的非常稀缺且昂貴的資源，因此該系統(tǒng)必須簡(jiǎn)單、穩(wěn)定并且能夠縮短手術(shù)時(shí)間。該系統(tǒng)應(yīng)盡可能“即插即用”，并且不應(yīng)要求技術(shù)人員在使用過程中進(jìn)行監(jiān)督。對(duì)于繁忙的臨床醫(yī)生來說，應(yīng)將系統(tǒng)的培訓(xùn)時(shí)間縮減到一個(gè)可承受的范圍。此外，可以針對(duì)特定的研究對(duì)象來設(shè)計(jì)特定功能的機(jī)器人，而快速成型技術(shù)使針對(duì)特定患者設(shè)計(jì)個(gè)性化的機(jī)器人成為可能。針對(duì)特定介入的設(shè)計(jì)可能需要減少部件和接頭的數(shù)量，從而簡(jiǎn)化系統(tǒng)設(shè)計(jì)并提高M(jìn)RI套件內(nèi)部使用的成本效益。

3.3 MRI與機(jī)器人信息整合

MR兼容機(jī)器人的人機(jī)交互界面也需要改進(jìn)，從掃描儀產(chǎn)生的信息需要以直觀、精確且有效的方式與操縱器系統(tǒng)的控制和運(yùn)動(dòng)相結(jié)合，以免增加醫(yī)者的工作量。此外，還需要采取一些硬件和軟件方面的安全措施，以確保工作人員、患者和設(shè)備（例如冗余傳感、緊急停止等）的安全。值得注意的是，MRI掃描儀不僅是一種成像工具，它還提供了其他豐富的信息，如MR彈性成像（可測(cè)量組織僵硬度）、灌注和擴(kuò)散MRI、光譜等相關(guān)信息，可將這些信息整合到系統(tǒng)中用于改善介入和診斷。

4 結(jié)論

MRI是用于診斷的常規(guī)成像技術(shù)，由于其圖像分辨率高，組織對(duì)比度好以及能夠進(jìn)行任意方位的斷面成像等優(yōu)點(diǎn)在醫(yī)院中得到廣泛使用。將MRI與醫(yī)療機(jī)器人結(jié)合起來進(jìn)一步推動(dòng)了該領(lǐng)域的發(fā)展。然而，其成像方法依賴于強(qiáng)磁場(chǎng)、轉(zhuǎn)換梯度和射頻場(chǎng)的使用，這對(duì)開發(fā)適用于相關(guān)環(huán)境的、合適的、安全的醫(yī)療設(shè)備帶來許多挑戰(zhàn)。本文對(duì)目前的MR兼容機(jī)器人根據(jù)其臨床應(yīng)用進(jìn)行了分類，并對(duì)其機(jī)械結(jié)構(gòu)設(shè)計(jì)、驅(qū)動(dòng)方法和功能等各個(gè)方面也進(jìn)行了論述。

目前與MRI兼容的驅(qū)動(dòng)技術(shù)、位置感測(cè)技術(shù)和力感測(cè)方法已經(jīng)獲得應(yīng)用。由于其非EM性質(zhì)，超聲波馬達(dá)和氣動(dòng)馬達(dá)在MRI機(jī)電一體化中占主導(dǎo)地位。超聲波馬達(dá)利用壓電材料逆壓電效應(yīng)（即電致伸縮效應(yīng)）把電能轉(zhuǎn)換為彈性體的超聲振動(dòng)，并通過摩擦傳動(dòng)的方式來產(chǎn)生高精度和快速響應(yīng)的驅(qū)動(dòng)。壓電疊層的快速響應(yīng)和精準(zhǔn)定位性能是此類驅(qū)動(dòng)的主要優(yōu)點(diǎn)。氣動(dòng)執(zhí)行機(jī)構(gòu)具有良好的MR兼容性，可與位于掃描儀室外的所有必要的金屬部件和所需的電子設(shè)備一起使用。傳統(tǒng)的位置傳感器和力傳感器通常采用光學(xué)方法，其中光源和光電檢測(cè)器保持在掃描儀室外部，信號(hào)通過光纖傳輸。簡(jiǎn)單、經(jīng)濟(jì)、具備無磁或小磁性部件的常規(guī)商用傳感器也可用于MR兼容機(jī)器人，只要將SNR控制在特定手術(shù)的可接受水平內(nèi)即可。

總之，MR兼容機(jī)器人的設(shè)計(jì)始終要在所需圖像質(zhì)量和設(shè)計(jì)簡(jiǎn)單性之間進(jìn)行權(quán)衡和妥協(xié)。

參考文獻(xiàn)

[1] Shellock F G， Woods T O， Crues J V 3rd. MR labeling information for implants and devices： explanation of terminology[J]. Radiology， 2009， 253（1）： 26-30.

[2] Davies B. A review of robotics in surgery[J]. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers， Part H： Journal of Engineering in Medicine， 2000， 214（1）： 129-140.

[3] Dogangil G， Davies B L， Baena F R Y. A review of medical robotics for minimally invasive soft tissue surgery[J]. Proceedings of the Institution of Mechanical Engineers， Part H： Journal of Engineering in Medicine， 2010， 224（5）： 653-679.

[4] Masamune K， Kobayashi E， Masutani Y， et al. Development of an MRI-compatible needle insertion manipulator for stereotactic neurosurgery[J]. J Image Guid Surg， 1995， 1（4）： 242-248.

[5] Chinzei K， Kikinis R， Jolesz F A. MR compatibility of mechatronic devices： design criteria[C]. International Conference on Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention. Berlin， Heidelberg： Springer， 1999： 1020-1030.

[6] Chinzei K， Hata N， Jolesz F A， et al. Surgical assist robot for the active navigation in the intraoperative MRI： Hardware design issues[C]. Proceedings. 2000 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems （IROS 2000）. Takamatsu， Japan： IEEE， 2000： 727-732.

[7] Gassert R， Burdet E， Chinzei K. MRI-compatible robotics[J]. IEEE Eng Med Biol Mag， 2008， 27 （3）： 12-14.

[8] Hempel E， Fischer H， Gumb L， et al. An MRI-compatible surgical robot for precise radiological interventions[J]. Comput Aided Surg， 2003， 8 （4）： 180-191.

[9] Hidler J， Hodics T， Xu B， et al. MR compatible force sensing system for real-time monitoring of wrist moments during fMRI testing[J]. J Neurosci Methods， 2006， 155 （2）： 300-307.

[10] Riener R， Villgrattner T， Kleiser R， et al. fMRI-compatible electromagnetic haptic interface[C]. 2005 IEEE Engineering in Medicine and Biology 27th Annual Conference. Shanghai， China： IEEE， 2006： 7024-7027.

[11] Burdet E， Gassert R， Gowrishankar G， et al. fMRI compatible haptic interfaces to investigate human motor control[C]. Experimental robotics IX. Berlin， Heidelberg， Springer， 2006： 21， 25-34.

[12] Krieger A， Susil R C， Menard C， et al. Design of a novel MRI compatible manipulator for image guided prostate interventions[J]. IEEE Trans Biomed Eng， 2005， 52（2）： 306-313.

[13] Sutherland G R， McBeth P B， Louw D F. NeuroArm： an MR compatible robot for microsurgery[J]. International congress series， 2003. DOI： 10.1016/S0531-5131（03）00439-4.

[14] Tse Z T H， Janssen H， Hamed A， et al. Magnetic resonance elastography hardware design： a survey[J]. Proc Inst Mech Eng H， 2009， 223（4）： 497-514.

[15] Mathier J B， Martel S. Magnetic microparticle steering within the constraints of an MRI system： proof of concept of a novel targeting approach[J]. Biomed Microdevices， 2007， 9 （6）： 801-808.

[16] Roberts T P L， Hassenzahl W V， Hetts S W， et al. Remote control of catheter tip deflection： an opportunity for interventional MRI[J]. Magn Reson Med， 2002， 48 （6）： 1091-1095.

[17] XIAO Q Y， Monfaredi R， Musa M， et al. MR-conditional actuations： a review[J]. Annals of Biomedical Engineering， 2020， 48（12）： 2707-2733.

[18] Larson B T， Erdman A G， Tsekos M K， et al. “Design of an MRI-compatible robotic stereotactic device for minimally invasive interventions in the breast[J]. J Biomech Eng， 2004， 126 （4）： 458-465.

[19] Harada K， Tsubouchi K， Fujie M G， et al. Micro manipulators for intrauterine fetal surgery in an open MRI[C]. Proceedings of the 2005 IEEE International Conference on Robotics and Automation （ICRA）. Barcelona， Spain： IEEE， 2005.

[20] Hata N， Hashimoto R， Tokuda J， et al. Needle guiding robot for MR-guided microwave thermotherapy of liver tumor using motorized remote-center-of-motion constraint[C]. Proceedings of the 2005 IEEE International Conference on Robotics and Automation. Barcelona， Spain： IEEE， 2005： 1652-1656.

[21] Briggs R W， Dy-Liacco L， Malcolm M P， et al. A pneumatic vibrotactile stimulation device for fMRI[J]. Magn Reson Med， 2004， 51 （3）： 640-643.

[22] Zappe A C， Maucher T， Meier K， et al. Evaluation of a pneumatically driven tactile stimulator device for vision substitution during fMRI studies[J]. Magn Reson Med， 2004， 51（4）： 828-834.

[23] Golaszewski S M， Zschiegner F， Siedentopf C M， et al. A new pneumatic vibrator for functional magnetic resonance imaging of the human sensorimotor cortex[J]. Neurosci Lett， 2002， 324 （2）： 125-128.

[24] Chen Y， Godage I S， Tse Z， et al. Characterization and control of a pneumatic motor for MR-conditional robotic applications[J]. IEEE/ASME Transactions on Mechatronics， 2017， 22（6）： 2780-2789.

[25] Musa M， Sengupta S， Chen Y. Design of a 6 DoF parallel robot for MRI-guided interventions[C]. In IEEE， 2021 International Symposium on Medical Robotics （ISMR）， Atlanta， GA， USA： IEEE， 2021： 1-7.

[26] Groenhuis V， Siepel F J， Stramigioli S. Miniaturization of MR safe pneumatic rotational stepper motors[C]. 2019 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems （IROS）. Macau， China： IEEE， 2019.

[27] Farimani F S， Misra S. Introducing PneuAct： parametrically-designed MRI-Compatible pneumatic stepper actuator[C]. 2018 IEEE International Conference on Robotics and Automation （ICRA）. Brisbane， QLD， Australia： IEEE， 2018.

[28] Taillant E， Avila-Vilchis J C， Allegrini C， et al. CT and MR compatible light puncture robot： architectural design and first experiments[C]. International Conference on Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention. Berlin， Heidelberg： Springer， 2004.

[29] Stoianovici D. Multi-imager compatible actuation principles in surgical robotics[J]. Int J Med Robot， 2005， 1（2）： 86-100.

[30] DiMaio S P， Fischer G S， Haker S J， et al. A system for MRI-guided prostate interventions[C]. The First IEEE/RAS-EMBS International Conference on Biomedical Robotics and Biomechatronics， 2006. Pisa， Italy： IEEE， 2006： 68-73.

[31] Dong Z Y， Guo Z Y， Lee Kit-Hang， et al. High-performance continuous hydraulic motor for MR safe robotic teleoperation[J]. IEEE Robot Autom Lett， 2019， 4 （2）： 1964-1971.

[32] Bishop J， Poole G， Leitch M， et al. Magnetic resonance imaging of shear wave propagation in excised tissue[J]. J Magn Reson Imaging， 1998， 8 （6）： 1257-1265.

[33] Juergen B， Braun K， Sack I. Electromagnetic actuator for generating variably oriented shear waves in MR elastography[J]. Magn Reson Med， 2003， 50 （1）： 220-222.

[34] Rossman P J， Muthupillai R， Richard L. Ehman. Driver device for MR elastography[P]. U.S. Patent No. 5， 952， 828. 14 Sep. 1999.

[35] Li G， Patel N A， Liu W Q， et al. A fully actuated body-mounted robotic assistant for mri-guided low back pain injection[C]. 2020 IEEE International Conference on Robotics and Automation （ICRA）. Paris， France： IEEE， 2020： 5495-5501.

[36] Wu D， Li G， Patel N， et al. Remotely actuated needle driving device for mri-guided percutaneous interventions[C]. 2019 International Symposium on Medical Robotics （ISMR）. Atlanta， GA， USA： IEEE， 2019： 1-7.

[37] Ganesh G， Gassert R， Burdet E， et al. Dynamics and control of an MRI compatible master-slave system with hydrostatic transmission[C]. IEEE International Conference on Robotics and Automation， 2004. New Orleans， LA， USA： IEEE， 2004， 2： 1288-1294.

[38] Vogan J， Wingert A， Plante J S， et al. Manipulation in MRI devices using electrostrictive polymer actuators： with an application to reconfigurable imaging coils[C]. IEEE International Conference on Robotics and Automation， 2004. New Orleans， LA， USA： IEEE， 2004， 3： 2498-2504.

[39] Khanicheh A， Muto A， Triantafyllou C， et al. MR compatible ERF driven hand rehabilitation device[C]. 9th International Conference on Rehabilitation Robotics， 2005. Chicago， IL， USA： IEEE， 2005： 7-12.

[40] Chapuis D， Gassert R， Burdet E， et al. Hybrid ultrasonic motor and electrorheological clutch system for MR-compatible haptic rendering[C]. 2006 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems. Beijing， China： IEEE， 2006： 1553-1557.

[41] Hribar A， Munih M. Development and testing of fMRI-compatible haptic interface[J]. Robotica， 2010， 28（2）： 259-265.

[42] Li S， Frisoli A， Borelli L， et al. Design of a new fMRI compatible haptic interface[C]. World Haptics 2009-Third Joint EuroHaptics conference and Symposium on Haptic Interfaces for Virtual Environment and Teleoperator Systems. Salt Lake City， UT， USA： IEEE， 2009： 535-540.

[43] Gassert R， Moser R， Burdet E， et al. MRI/fMRI-compatible robotic system with force feedback for interaction with human motion[J]. IEEE ASME Trans Mechatron， 2006， 11（2）： 216-224.

[44] Tada M， Shinsuke S， Tsukasa O. Development of an optical 2-axis force sensor usable in MRI environments[C]. SENSORS， 2002 IEEE. Orlando， FL， USA： IEEE， 2002， 2： 984-989.

[45] Chapuis D， Gassert R， Sache L， et al. Design of a simple MRI/fMRI compatible force/torque sensor[C]. 2004 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems （IROS）. Sendai， Japan： IEEE， 2004， 3： 2593-2599.

[46] Frishman S， Kight A， Pirozzi L， et al. Enabling in-bore mri-guided biopsies with force feedback[J]. IEEE Trans Haptics， 2020， 13（1）： 159-166.

[47] Li G， Su H， Cole G A， et al. Robotic system for MRI-guided stereotactic neurosurgery[J]. IEEE Trans Biomed Eng， 2015， 62（4）： 1077-1088.

[48] Hata N， Tokuda J， Hurwitz S， et al. MRI-compatible manipulator with remote-center-of-motion control[J]. J Magn Reson Imaging， 2008， 27（5）： 1130-1138.

[49] Hushek S G， Fetics B， Moser R M， et al. Initial clinical experience with a passive electromagnetic 3D locator system[C]. 5th Interventional MRI Symposium， 2004， No. 605.

[50] Chen Y， Wang W， Schmidt E J， et al. Design and fabrication of MR-tracked metallic stylet for gynecologic brachytherapy[J]. IEEE ASME Trans Mechatron， 2015， 21（2）： 956-962.

[51] Wang W， Viswanathan A N， Damato A L， et al. Evaluation of an active magnetic resonance tracking system for interstitial brachytherapy[J]. Medical physics， 2015， 42 （12）： 7114-7121.

[52] Chen Y， Tse Z T， Wang W， et al. Intra-cardiac MR imaging amp; MR-tracking catheter for improved MR-guided EP[J]. J Cardiovasc Magn Reson， 2015， 17 （1）： 1-2.

[53] Norberg M， Egevad L， Holmberg L， et al. The sextant protocol for ultrasound-guided core biopsies of the prostate underestimates the presence of cancer[J]. Urology， 1997， 50 （4）： 562-566.

[54] D’amico A V， Tempany C M， Cormack R， et al. Transperineal magnetic resonance image guided prostate biopsy[J]. J Urol， 2000， 164 （2）： 385-387.

[55] Stone N N， Roy J， Hong S， et al. Prostate gland motion and deformation caused by needle placement during brachytherapy[J]. Brachytherapy， 2002， 1 （3）： 154-160.

[56] Fischer G S， Lordachita L， Csoma C， et al. MRI-compatible pneumatic robot for transperineal prostate needle placement[J]. IEEE ASME Trans Mechatron， 2008， 13（3）： 295-305.

[57] Elhawary H， Zivanovic A， Rea M， et al. A modular approach to MRI-compatible robotics[J]. IEEE Eng Med Biol Mag， 2008， 27（3）： 35-41.

[58] Stoianovici D， Song D， Petrisor D， et al. “MRI Stealth” robot for prostate interventions[J]. Minim Invasive Ther Allied Technol， 2007， 16（4）： 241-248.

[59] Song S E， Cho N B， Fischer G， et al. Development of a pneumatic robot for MRI-guided transperineal prostate biopsy and brachytherapy： new approaches[C]. 2010 IEEE International Conference on Robotics and Automation. Anchorage， AK， USA： IEEE， 2010： 2580-2585.

[60] Dirk B， Winkel A， Hamm B， et al. MR imaging-guided prostate biopsy with a closed MR unit at 1.5 T： initial results[J]. Radiology， 2005， 234（2）： 576-581.

[61] Moreira P， Boskma K J， Misra S. Towards MRI-guided flexible needle steering using fiber Bragg grating-based tip tracking[C]. 2017 IEEE International Conference on Robotics and Automation （ICRA）. Singapore： IEEE， 2017： 4849-4854.

[62] Chen L， Paetz T， Dicken V， et al. Design of a dedicated five degree-of-freedom magnetic resonance imaging compatible robot for image guided prostate biopsy [J]. Journal of Medical Devices， 2015， 9（1）： 015002

[63] Thomas S， Puccini S， Schneider Jens-Peter， et al. Interventional and intraoperative MR： review and update of techniques and clinical experience[J]. Eur Radiol， 2004， 14 （12）： 2212-2227.

[64] Bricault I， Zemiti N， Jouniaux E， et al. Light puncture robot for CT and MRI interventions[J]. IEEE Eng Med Biol Mag， 2008， 27（3）： 42-50.

[65] Melzer A， Gutmann B， Lukoschek A， et al. Experimental evaluation of an MRI compatible telerobotic system for CT MRI guided interventions[J]. Supplement to Radiology， 2003， 226： 409-444.

[66] HE Z L， DONG Z Y， FANG G， et al. Design of a percutaneous MRI-guided needle robot with soft fluid-driven actuator[J]. IEEE Robot Autom Lett， 2020， 5（2）： 2100-2107.

[67] Kim G H， Patel N， Yan J， et al. Shoulder-mounted robot for MRI-guided arthrography： clinically optimized system[C]. In 2019 41st Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society （EMBC）， Berlin， Germany： IEEE， 2019： 1977-1980.

[68] Patel N A， Yan J W， Levi D， et al. Body-mounted robot for image-guided percutaneous interventions： mechanical design and preliminary accuracy evaluation[C]. 2018 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems （IROS）. Madrid， Spain： IEEE， 2018： 1443-1448.

[69] Yan J W， Patel N， Li G， et al. Body-mounted MRI-conditional parallel robot for percutaneous interventions structural improvement， calibration， and accuracy analysis[C]. In 2019 41st Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society （EMBC）， 2019： 1990-1993.

[70] Li G， Patel N A， Sharma K， et al. Body-mounted robotics for interventional MRI procedures[J]. IEEE Trans Med Robot Bionics， Berlin， Germany： IEEE， 2020， 2（4）： 557-560.

[71] Li G， Patel N A， Wang Y Z， et al. Fully actuated body-mounted robotic system for MRI-guided lower back pain injections： Initial phantom and cadaver studies[J]. IEEE Robot Autom Lett， 2020， 5（4）： 5245-5251.

[72] Li G， Patel N A， Hagemeister J， et al. Body-mounted robotic assistant for MRI-guided low back pain injection[J]. International Journal of Computer Assisted Radiology and Surgery， 2020， 15（2）： 321-331.

[73] Wu D， Li G， Patel N， et al. Remotely actuated needle driving device for MRI-guided percutaneous interventions： force and accuracy evaluation[C]. In 2019 41st Annual International Conference of the IEEE Engineering in Medicine and Biology Society （EMBC）， Berlin， Germany： IEEE， 2019： 1985-1989.

[74] Morikawa S， Naka S， Murakami K， et al. Preliminary clinical experiences of a motorized manipulator for magnetic resonance image-guided microwave coagulation therapy of liver tumors[J]. Ame J Surg， 2009， 198（3）： 340-347.

[75] Hata N， Ohara F， Hashimoto R， et al. Needle guiding robot with five-bar linkage for MR-guided thermotherapy of liver tumor[C]. International Conference on Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention. Berlin， Heidelberg： Springer， 2004： 161-168.

[76] Miyata N， Kobayashi E， Kim D， et al. Micro-grasping forceps manipulator for MR-guided neurosurgery[C]. International Conference on Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention. Berlin， Heidelberg： Springer， 2002： 107-113.

[77] Hashizume M， Yasunaga T， Tanoue K， et al. New real-time MR image-guided surgical robotic system for minimally invasive precision surgery[J]. Int J CARS， 2008， 2（6）： 317-325.

[78] Sato I， Ryoichi N， Ken M. MRI compatible manipulator with MRI-guided needle insertion support system[C]. 2010 International Symposium on Micro-NanoMechatronics and Human Science. Nagoya， Japan： IEEE， 2010： 77-82.

[79] Franco E， Brujic D， Rea M， et al. Needle-guiding robot for laser ablation of liver tumors under MRI guidance[J]. IEEE ASME Trans Mechatron， 2015， 21（2）： 931-944.

[80] Kokes R， Lister K， Gullapalli R， et al. Towards a teleoperated needle driver robot with haptic feedback for RFA of breast tumors under continuous MRI[J]. Med Image Anal， 2009， 13（3）： 445-455.

[81] Yang B， Tan U， McMillan A， et al. Design and implementation of a pneumatically-actuated robot for breast biopsy under continuous MRI[C]. 2011 IEEE International Conference on Robotics and Automation （ICRA）. Shanghai， China： IEEE， 2011： 674-679.

[82] ZHANG T X， WEN Y S， LIU Y H. Developing a parallel robot for MRI-guided breast intervention[J]. IEEE Trans Med Robot Bionics， 2019， 2（1）： 17-27.

[83] Groenhuis V， Siepel F J， Veltman J， et al. Design and characterization of Stormram 4： an MRI-compatible robotic system for breast biopsy[C]. 2017 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems （IROS）. Vancouver， BC， Canada： IEEE， 2017： 928-933.

[84] Navarro-Alarcon D， Satwinder S， Tianxue Z， et al. Developing a compact robotic needle driver for MRI-guided breast biopsy in tight environments[J]. IEEE Robot Autom Lett， 2017， 2（3）： 1648-1655.

[85] Chen Y， Godage I， Su H， et al. Stereotactic systems for MRI-guided neurosurgeries： a state-of-the-art review[C]. Annals of Biomedical Engineering， 2019， 47（2）： 335-353.

[86] Koseki Y， Toshikatsu Washio T， Chinzei K， et al. Endoscope manipulator for trans-nasal neurosurgery， optimized for and compatible to vertical field open MRI[C]. International Conference on Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention. Berlin， Heidelberg： Springer， 2002， 2488： 114-121.

[87] YUN C， HONG Z D， ZHAO L， et al. Design and optimization analysis of open-MRI compatibile robot for neurosurgery[C]. 2008 2nd International Conference on Bioinformatics and Biomedical Engineering. Shanghai， China： IEEE， 2008： 1773-1776.

[88] Raoufi C， Ben-Tzvi P， Goldenberg A A， et al. A MR-compatible tele-robotic system for MRI-guided intervention： system overview and mechanical design[C]. 2007 IEEE/RSJ International Conference on Intelligent Robots and Systems. San Diego， CA， USA： IEEE， 2007： 1795-1800.

[89] Patel N A， Nycz C J， Carvalho P A， et al. An integrated robotic system for MRI-guided neuroablation： preclinical evaluation[J]. IEEE Trans Biomed Eng， 2020， 67（10）： 2990-2999.

[90] Guo Z Y， Dong Z Y， Lee K H， et al. Compact design of a hydraulic driving robot for intraoperative MRI-guided bilateral stereotactic neurosurgery[J]. IEEE Robot Autom Lett， 2018， 3（3）： 2515-2522.

[91] Ho M， McMillan A B， Simard J M， et al. Toward a meso-scale SMA-actuated MRI-compatible neurosurgical robot[J]. IEEE Trans Robot， 2011， 28（1）： 213-222.

[92] Chen Y， Poorman M E， Comber D B， et al. Treating epilepsy via thermal ablation： initial experiments with an MRI-guided concentric tube robot[C]. Proceedings of the 2017 Design of Medical Devices Conference. Minneapolis， Minnesota， USA： ASME， 2017， 40672： V001T02A002.

[93] McBeth P B， Louw D F， Rizun P R， et al. Robotics in neurosurgery[J]. Ame J Surg， 2004， 188（4）： 68-75.

[94] Liu J Z， Dai T H， Elster T H， et al. Simultaneous measurement of human joint force， surface electromyograms， and functional MRI-measured brain activation[J]. J Neurosci Methods， 2000， 101（1）： 49-57.

[95] Khanicheh A， Muto A， Triantafyllou C， et al. fMRI-compatible rehabilitation hand device[J]. J Neuroeng Rehabil， 2006， 3（1）： 1-11.

[96] Flueckiger M， Bullo M， Chapuis D， et al. fMRI compatible haptic interface actuated with traveling wave ultrasonic motor[C]. Fourtieth IAS Annual Meeting. Conference Record of the 2005 Industry Applications Conference， 2005. Hong Kong， China： IEEE， 2005， 3： 2075-2082.