微创导管接触力传感器应用

微创导管中的接触力传感器：当前和未来应用

1. 引言

微创导管用于执行诊断或治疗性血管内操作，与传统开放手术相比，具有显著减少患者创伤、缩短恢复时间以及减轻术后疼痛的优势。导管插入术可包括血管造影术、血管成形术、冠状动脉旁路移植术、消融术、瓣膜修复或置换、瓣膜成形术、心脏缺陷修复术和血栓切除术[1–5]。此外，可通过导管输送再生细胞或可注射材料，用于治疗心肌梗死和股骨头坏死等疾病[6–9]。在微创导管插入术中，导管通过小切口插入，并沿动脉或静脉推进以到达目标区域。

透视通常用于观察导管在体内的位置或评估动脉和心血管结构。然而，使用X射线成像时，患者和导管操作者所受到的辐射暴露可能是不良后果。尽管操作者在手术过程中会穿戴部分防护作用的铅围裙，但头部受到的辐射暴露可能会增加白内障、血液系统恶性肿瘤和神经肿瘤的风险[10]。此外，长期穿戴沉重的铅围裙可能导致慢性背痛和骨科损伤[10]。因此，为了最大限度地提高患者和操作者的安全性，有必要尽量减少手术时间和透视持续时间。磁共振（MR）血管造影是另一种视觉反馈选择。然而，高成本、屏蔽要求以及禁止使用铁磁材料等缺点可能限制其应用[11]。

导管操控对操作者来说也可能具有挑战性，因为导管末端执行器的控制通常通过近端手柄上的推拉、旋转和偏转来实现[12,13]。典型的手动控制导管从导管远端到近端内置有一到两条牵引丝或腱，可通过手柄上的旋钮进行调节，以引起尖端偏转。为了增强导管控制能力，并改善患者和操作者的体验，已开发出远程导管，使操作者可以在远离辐射暴露的工作站上，通过计算机屏幕和控制器进行手术操作[14]。

遥控系统可由控制轴向移动或旋转的机器人执行器组成，驱动导管并产生牵引丝的尖端偏转驱动。磁控也是一个研究热点，其中嵌入导管尖端的磁铁或线圈可以利用磁场进行定向[15]。

鉴于导管插入术中面临的困难，许多研究致力于在导管末端执行器上采用各种形式的触觉传感以改进手术操作。在导管设计中，集成额外的组件和传感器具有挑战性，工程师需努力实现柔韧性、抗扭结性、生物相容性、柱强度、扭矩传递性、润滑性等目标，同时在最大限度保证安全性的同时尽量减小导管直径[16]。目前，导管尖端的接触力（CF）传感已广泛应用于消融手术中，以帮助实现最佳的消融有效性，并减少透视时间、手术持续时间和并发症发生率。接触力导管还被研究用于辅助阻抗标测、组织表征以及改进机器人导管控制。本文讨论了接触力导管在微创手术中的技术和临床方面。

2. 导管中的接触力传感器

2.1. 光纤触觉传感器

光纤因其能够传输各种形式的被测量而在导管中受到越来越多的关注。此外，光纤还具有有利的特性，如灵活性和坚固性、高灵敏度、直径小、电学被动性和化学惰性，对射频和电磁干扰免疫，带宽和速度高，耐腐蚀且重量轻[17–19]。根据调制机制的不同，光纤可分为强度调制、波长调制、相位调制和调制偏振传感器。

这些传感器可以是本征型或非本征型，其中光的调制分别发生在光纤内部或外部。

导管中光纤接触力传感器（CFS）的常见设计包括强度调制传感器、基于法布里‐珀罗干涉测量术的相位调制传感器，以及使用光纤布拉格光栅（FBG）的波长调制传感器[20–25]，这些均可用于感知导管尖端处的轴向和侧向力。导管中的强度调制 CF传感器包含一个可变形腔，其一端设有光纤，另一端为朝向光学反射镜的腔体结构。该腔体结构由弹性材料或弹簧线圈构成，当导管尖端与组织接触时可发生弹性变形。反射光被耦合回同一根光纤，光强根据反射镜与光纤之间的距离而变化。光强分布曲线呈高斯曲线，由光束的横截面半径决定[26]。在半径 r处的光束强度Ir可表示为最大光强I0 （在零半径处）和模式场半径w的函数0 （见图1a）[26]：

$$
Ir = I_0 e^{-2r^2 / w_0^2}
$$

图1b 显示了一个带有三根光纤的三轴CF导管示例。尽管光纤布拉格光栅（FBGs）和法布里‐珀罗传感器相比强度调制光纤传感器具有更高的灵敏度和分辨率，但它们通常也具有更复杂的询问和检测方案[27]。

一种知名的商用光纤接触力导管是 TactiCath ^TM 导管（雅培，芝加哥，伊利诺伊州，美国），该导管集成了法布里‐珀罗腔体。法布里‐珀罗干涉测量术利用多光束干涉，其中反射和透射光束之间的相位差随腔体内两个平行的半反射表面之间距离的变化而改变。

多个反射光束相互作用，产生干涉条纹，其强度随两个反射表面间距离的变化而变化。反射光功率（P _r ） 可表示为入射光功率（P _i ）、两个表面的反射率（R ₁ 和R ₂ ）以及从一个反射表面到另一个反射表面的相位差（δ）的函数（见图2）。

$$
P_r = P_i \left( R_1 + R_2 - 2\sqrt{R_1 R_2} \cos\phi \right)
$$

相位偏移可以从腔长(L)、波长(λ)和折射率(n)推导得出：

$$
\phi = \frac{4\pi nL}{\lambda}
$$

相位偏移的变化也可能受到腔体长度、频率、折射率和温度变化的影响。对于导管用CF传感器而言，关注的参数是由腔体长度变形(∆L)引起的相位偏移(∆φL)的变化。因此，公式 (3)变为：

$$
\Delta\phi_L = \frac{4\pi}{\lambda} \left( n\Delta L + L\Delta n \right)
$$

与强度调制的光纤传感器相比，法布里‐珀罗干涉具有优势，因为它不受光源功率变化的影响，并且相对减小了温度和化学变化的影响[29]。

还可以利用位于导管远端附近的光纤布拉格光栅实现 CF检测。由于采用绝对波长值，光纤布拉格光栅避免了光强波动和相位不连续性的限制，因而具有有利性[30]尽管其所需要的光学光源和光谱分析设备成本高于法布里‐珀罗干涉型光纤传感器[29]。通过内部反射器折射率的周期性变化，光在光纤中被透射或反射（图3a）。反射的布拉格波长（λB）可表示为微结构光栅周期（Λ）和纤芯有效折射率（neff）的函数：

$$
\lambda_B = 2n_{eff}\Lambda
$$

光学询问仪用于确定与应变成比例的峰值波长变化。光纤布拉格光栅对温度也敏感，可通过额外的仅测量温度的参考传感器进行补偿。因此，布拉格波长偏移取决于应变和温度，可由以下公式推导[31]：

$$
\frac{\Delta\lambda_B}{\lambda_B} = (1 - \rho_e)\varepsilon_Z + (\alpha + \eta)\Delta T
$$

其中，∆λB为布拉格波长偏移，ρe为有效光弹常数，εZ为纵向/轴向应变， α为二氧化硅的热膨胀系数， η为热光系数， ∆T 为温度变化。布拉格波长偏移与无应变布拉格波长之比表示基于应变和温度引起的光栅间距和节距的变化（图3b）。该设计由 Ho 等人提出。

2.2. 磁性接触力传感器

导管中的接触力也可在不使用光纤的情况下获得，例如商用的ThermoCool SmartTouch（Biosense Webster，美国加利福尼亚州钻石吧）就采用了三个磁定位传感器和一个磁发射线圈，二者位于导管的远端，并由一个精密弹簧线圈分隔。磁发射器持续发射位置参考信号，其位置与三个磁定位传感器进行比较，这些传感器测量尖端接触时的相对位移（图4）。在Chatzipirpiridis 等人（2015年）的设计中，作者在导管内使用霍尔传感器来测量嵌入式磁铁位移引起的磁场变化[32]。建立了磁通密度变化与磁铁到霍尔传感器距离之间的关系，进而将位移与接触力相关联。

由于成本效益更高且能够以更紧凑的方式构造，光纤被认为比磁式接触力传感设计更有利[33]。此外，TactiCath 显示出比 ThermoCool SmartTouch 更高的准确性，这可能归因于其能够通过几乎整个可变形体测量应变和压缩，而 SmartTouch 仅能测量其弹簧部件的变形[34,35]。

微创导管中的接触力传感器：当前和未来应用

3. 消融手术

接触力传感器在导管插入术中有多种用途。在血管内操控导管困难时，末端执行器与血管壁之间的高碰撞力可能导致创伤。接触力在导管消融中尤其受到关注，该技术通过射频、微波、激光或冷冻消融对心肌组织区域进行烧灼或冷冻。通过消融形成透壁性病灶有助于阻止导致心血管疾病（如心房颤动、心房扑动和室性心动过速）的异常电信号传导[2]。非透壁性病灶可能导致水肿愈合后电传导通路的再连接[36]。接触力传感器在这些手术中允许操作者在最佳接触力范围内进行消融，以实现有效病灶形成。引入接触力反馈有可能减少操作时间、降低辐射剂量、提高手术有效性、增强学术培训效果并提升安全性[37–40]。

3.1. 接触力阈值

多项动物和临床研究已评估了带有CFS的消融导管的益处、缺点及操作参数。在犬模型中，射频消融期间接触力增加伴随着组织温度升高、损伤大小增加、血栓以及蒸汽爆裂[21]。蒸汽爆裂是指消融过程中温度达到100°C时组织发生的爆炸性破裂，导致气体形成并可能引起心壁穿孔。Di Biase 等人（2009年）发现，接触力超过>40克时更容易引发爆裂声和凹坑形成，且在较高消融功率（45瓦）下这些并发症的发生率增加。作者确定，在40瓦的功率设置下，接触力保持在20至30克之间最有利于实现透壁性病灶并保证安全性[41]。

射频消融过程中发生蒸汽爆裂后接触力的恢复情况也可作为判断是否未发生心脏穿孔的预测指标[42,43]。直观来看，如果在蒸汽爆裂后发生穿孔，当导管重新回到初始位置时，与心内膜壁的接触会变弱或消失。实验表明，穿孔的发生可表现为接触力出现特征性的加载阶段，随后急剧下降[22,44]。

关于设定避免穿孔的最大接触力阈值，Shah 等人（2011）建议在非消融部位的最大峰值力为100 g，而 Perna 等人（2011）发现低至77 g的接触力即可导致心房壁穿孔，且在30 W功率下进行消融可使穿孔所需的力降低23%[44,45]。

对于缺血性瘢痕相关性室性心动过速，通常需要 ≥10克的平均接触力以实现有效病灶形成，这与消融后电生理不可激动性相关[46]。在心房颤动的肺静脉隔离中，临床结果也显示，消融期间平均接触力为<10克时，所有患者均出现心房颤动复发，而大多数接受平均接触力为>20克治疗的患者则未出现复发[47]。该研究还发现，在术后12个月时，接受平均力‐时间积分（FTI）为<500克·秒治疗的患者复发更为明显，相比之下，平均FTI为>1000克·秒的患者复发较少。

另一方面，EFFICAS I 和 II 试验确定，接触力维持在10至30克之间，目标值为20克，且力‐时间积分为400克·秒时，治疗效果最佳[48,49]。一项荟萃分析发现，在心房颤动消融中使用接触力传感器可降低复发率、手术持续时间和透视持续时间[40]。

Ullah 等人（2014）基于30 W下的接触力数据研究了临床消融期间阻抗的影响[50]。作者发现，随着力‐时间积分的增加，阻抗降低，并在约500 克·秒时趋于平稳，此时阻抗下降7.5%。消融持续时间被发现会影响阻抗下降仅在持续时间为 <10 s 时成立，而当持续时间超过10 s时，阻抗下降仅受力‐时间积分的影响。牧本等人（2018）发现，在消融持续时间 <10 s[51]时，接触力越高，阻抗越低。在消融持续时间为10至20 s之间时，接触力与阻抗下降无相关性，但在20–30 s的持续时间内，≥40 g 的接触力增加了平均阻抗。

阻抗的逐渐升高与宏观碳化的发生有关。作者建议，在肺静脉隔离过程中，应将接触力维持在26.9克以下，以避免阻抗升高，这可能与炭化形成有关。另一方面，克内希特等人（2014）认为，消融期间接触力和阻抗的下降还取决于导管的方向和位置。与垂直接触相比，导管平行或斜向接触会导致更高的接触力和更大的阻抗下降。在右肺静脉中观察到的中位绝对阻抗下降也低于左肺静脉。

高功率短时程（HPSD）消融策略也已实施并与传统方法进行了比较。HPSD可通过消融功率输出>40瓦以及每个消融位点2–10秒的消融持续时间[52]来定义。HPSD消融手术的结果显示，与传统消融方法相比，总体透视和手术时间减少，且HPSD在产生病灶间均匀性、线性连续性和透壁性方面具有更好的有效性[52–54]。近期报告显示，使用50–60瓦功率输出、持续5秒[55]；90瓦、持续4秒[54,56]；70瓦、持续5–7秒[57]；以及45–50瓦、持续6–8秒[58]的消融程序安全且有效。HPSD消融的接触力通常在10至20克之间[58,59]。

3.2. 消融期间的并发症发生率

根据美国食品药品监督管理局（FDA）的制造商和用户设施设备经验（MAUDE）数据库中的不良事件报告，布莱克‐迈尔等人（2017）发现，在使用接触力导管进行消融手术时，由于对食管黏膜造成热损伤而导致的心房食管瘘发生率相比非接触力导管增加了五倍[60]。在2010年至2016年期间，涉及接触力导管的1202起报告事件中有65起（5.4%）发生心房食管瘘，而在非接触力导管的1487起事件中有13起发生。不同类型的接触力导管（ThermoCool SmartTouch或 TactiCath）在因心房食管瘘导致的损伤或死亡报告方面并无差异。据推测，使用接触力导管时可能发生心房食管瘘的原因是操作者为了达到形成透壁性病灶的目标，而采用更长的消融持续时间和更大的接触力，相比之下，在传统消融中尚无额外的接触力数据可供参考[60]。

Das等人（2017年）进一步阐述了使用接触力导管时心房食管瘘风险增加的观点，其中来自EFFICAS研究的400克·秒的力‐时间积分不应作为左心房所有消融部位的通用目标值，因为左心房壁厚度存在差异[61]。作者指出，在肺静脉隔离环的前部节段，420克·秒的力‐时间积分是最佳值，而230克·秒对于后部节段[48]而言已足够。因此，通过接触力导管在未来消融手术中降低并发症风险，需要适当收集和分发消融数据，以指导操作者在实现最佳有效性的同时最大化安全性[62]。

另一方面，一项2015年进行的荟萃分析发现，在552例房颤患者中未发生心房食管瘘形成事件[40]。该荟萃分析发现使用接触力导管的病例主要并发症率较低，但这种差异无统计学意义。另一项两年后发表的荟萃分析发现，主要并发症有统计学意义上的显著降低[63]。根据该荟萃分析中筛选的出版物，在1546例使用接触力导管的心房颤动消融病例中，未发生心房食管瘘事件。Mansour等人（2017年）关于基于光纤的接触力导管在心房颤动消融中的安全性的研究发现，当操作者对TactiCath的培训和经验更丰富时，并发症发生率有所下降[64]。与传统消融导管相比，主要并发症率也更低。根据2014年至2016年全球41,709例TactiCath导管使用案例，共发生53例（0.127%）心房食管瘘事件。在此期间，随着接触力导管使用量随时间增加，心房食管瘘事件的发生率迅速下降。这种事件发生率的下降与强调培训操作者在消融左心房后壁时降低功率、持续时间和作用力有关。

刘等人（2019年）对2013年至2016年在北京安贞医院[65]进行的房颤消融术患者中心包填塞的发生率进行了一项回顾性研究。在5313名接受房颤消融术的患者中，使用接触力导管操作的患者相较于使用非接触力导管的患者，发生心包填塞的风险显著更高（1.07%对比0.44%）。本研究中的心包填塞病例均发生在穿间隔穿刺之后，因此作者认为这些并发症可能与导管操作有关。作者总结了三点观察结果：心包填塞可能与接触力、消融功率、持续时间、温度和阻抗相关；具有较小左心房的患者由于瞬时接触力较高（相对于显示给操作者的每秒平均读数），使用接触力导管时风险增加；以及操作者倾向于使用接触力导管时施加更大的力度并延长消融时间。通过参考有关心房食管瘘并发症的报告，进一步培训操作者以限制功率、持续时间和力度，或许能够减少心包填塞的发生率。

4. 心脏标测

对心内区域进行阻抗标测或电解剖标测在消融手术中也至关重要，可用于确定导管尖端处的组织特性，而三维标测还可减少对透视的需求，从而降低辐射暴露[66]。心肌组织的阻抗可能不同，其中心外膜脂肪的阻抗较高，而瘢痕组织的阻抗较低，相较于正常心肌[67,68]。因此，接触力导管可与标测技术结合使用，以识别组织类型、临界电压以及接触力与电生理参数的关联。

水野等人（2013）将室性心动过速患者中的接触力与信号振幅、局部阻抗和晚电位频率进行了比较[69]。作者根据舒张期接触力反馈的持续性，将其接触力测量值分类为良好或不良接触。换句话说，如果接触力丢失，则该测量将被视为不良接触。基于此分类，分别得出9、8和8克的临界力，以预测右心室、左心室和心外膜电压标测期间良好的收缩‐舒张期接触。研究发现，单极和双极电压振幅随接触力增加而增加，直至达到某个上限阈值。此外，不良接触时晚电位频率显著低于良好接触时。

对于肺静脉隔离，理想情况是在肺静脉‐左心房交界处区分静脉样组织和心房组织，因为在肺静脉隔离手术中应避免消融静脉样组织。研究表明，在恒定力条件下对肺静脉‐左心房交界处的阻抗进行标测，并结合三维电解剖图的使用，有利于追踪从肺静脉到左心房的过渡[70]。尽管个体间在交界处的总体阻抗绝对值差异很大，但阻抗通常从肺静脉到左心房呈单向下降趋势。

同样，接触力在电生理三维建模中也具有重要意义，可用于重建电生理机制，并检测特发性右室心律失常患者的瘢痕组织。夏拉等人（2020）研究了使用SmartTouch导管进行右心室双极和单极电压标测时监测接触力的影响[71]。在完成电生理标测以生成电压图并识别瘢痕区域后，结合接触力信息对生成的标测图进行了重新评估。作者将导管头端接触不良（<5 g）的数据从图中排除，从而提高了电生理三维建模的准确性，并消除了瘢痕组织的误检情况。

在修复型法洛四联症患者中，Teijeira‐Fernandez 等（2018）研究了接触力感知在心内膜电压图中检测透壁性右心室瘢痕的意义[72]。使用SmartTouch导管测量了健康组织和瘢痕组织中的双极和单极电压。接触力与健康组织中的单极和双极电压测量值相关，也与瘢痕组织中的电压测量值相关。根据受试者工作特征曲线分析，在排除接触力小于5 g的数据后，识别瘢痕的最佳临界电压为单极电压5.19 mV和双极电压1.76 mV。

5. 增强导管控制

接触力在导管中的出现也推动了通过接触力反馈来改善导管控制和操作者触诊能力的发展。为了增强触觉反馈，谢克特等人（2018）开发了一种带有执行器的触觉手柄，可将带传感器导管的触觉反馈传递给操作者[73]。导管操作者在无法看到反馈信号的情况下，仍能感知接触力幅度的变化以及导管与组织的接触情况。随后，该触觉系统与TactiCath连接，并在活体猪的导管消融过程中进行了测试。使用该触觉设备的操作者无论是否被蒙蔽视觉，均能感知接触力及其变化，并实现有效的消融和组织坏死。在人体操作中，10名被蒙蔽的医生和非医生对穿间隔穿刺过程中可感知触感的触诊能力进行了评估。所有10名受试者均能区分单次和多次穿间隔穿刺尝试。此外，八名被蒙蔽的医生还评估了心包膜穿刺过程中的可感知触感，所有八名受试者均能识别心包膜穿刺针是否已进入心包腔。因此，在触觉导管设备中使用接触力对于向导管操作者提供末端执行器触觉具有重要意义。

一些研究也致力于提高导管尖端控制的精密性和准确性。奥米索雷等人（2018）使用基于误差的力控制模型来补偿由轴向运动[74]引起的滞后。该研究首次表明，导管滞后受到血管直径和长度以及导管尖端与血管管腔内壁接触的影响。作者采用自适应神经模糊推理系统预测滞后间隙，并结合接触力调制组件，建立基于推、拉或旋转导管的三种控制状态模型。在管状模拟模型中，利用包含两个线性执行器用于轴向平移和旋转的驱动系统对该系统进行验证，结果显示平均位移为1.997 mm，最大位移为2.86 mm。

阿拉达‐米歇尔等人（2018）设计了一个闭环控制系统，该系统采用压电直线执行器和单轴光纤布拉格光栅接触力传感器用于导管控制[75]。该控制器的目标是维持导管末端执行器与心壁之间的接触力在安全接触力范围内。系统采用带有力或速度误差反馈的比例‐积分‐微分（PID）控制器来控制压电电机的速度，从而产生双向线性运动。该系统能够在目标表面附近产生超过0.5 N的尖端力，足以满足消融手术的需求。

自主控制也已被研究，旨在将导管尖端与组织之间的接触维持在合适的接触力范围内。格尔曼等人（2016）采用线性执行器来控制接触力导管的轴向平移[76]。该执行器在闭环系统中根据导管‐组织接触反馈，通过混合PID控制作出响应。在施加25 g力的阶跃输入后，系统能够近似维持期望接触力，具有瞬态和稳态响应。接触力控制器还能够在模拟模型连续双向移动所代表的接触力突然变化时进行回缩。该模拟模型还被设计用于模拟各种组织运动模式，并对手动控制和接触力导管控制进行了比较。结果显示，与手动干预相比，接触力控制器在维持期望接触力方面更精确、更准确，且受组织运动的影响更小。该系统还能够在期望的接触力和持续时间内稳定地达到目标FTI值。

在随后的一项研究中，Gelman等人（2019年）使用其导管接触力控制器，通过猪模型在体内以及使用牛组织在体外最小化消融过程中运动的影响[77]。在这项研究中，该控制器实现了两种模式：一种自适应控制系统用于抑制接触力的渐变，以及一种重复控制系统用于抑制快速且周期性的扰动，例如收缩‐舒张运动。作者表明，其导管接触力控制器能够将接触力变化降低至5克以下，相比手动导管改善了五倍。安全性也得到了保障，因为在控制系统的运行下，导管尖端从未失去接触，且接触力水平从未超过50克。使用该控制器进行消融病灶具有可重复性，在移动组织中产生的病灶效果与静止组织中相同。他们的自适应控制模式对由呼吸或不自主运动引起的力变化有效，而重复控制模式对由心跳引起的周期性运动有效。然而，这两种控制模式对于大幅度运动均无效，并且由于导管尖端接触力传感器的特性，接触角度是影响控制器实用性的一个因素。

Kumar等人（2020年）开发了一种微型超弹性纤维增强厚壁圆柱执行器，利用导管远端的液压驱动[78]。原位驱动的使用降低了典型设计中近端手柄处导管驱动的复杂性。该柔性执行器由厚壁圆柱壳构成，壳体周围以相反方向缠绕两根纤维以提供增强。在液压驱动下，圆柱壳将发生轴向变形，同时增强纤维可最小化径向变形。该驱动系统与位于导管尖端的柔性力传感器结合使用，该传感器通过在U形微通道中填充液态导体构成。当发生接触力时，微通道会变形并增加传感器的电阻。由于导管控制所需的复杂性降低，作者使用比例反馈控制器实现力控制，并在模拟组织模型中展示了在特定接触力下维持导管‐组织接触的能力。

6. 结论

微创导管中的接触力传感器可提高消融有效性，缩短手术时间和透视持续时间，降低穿孔发生率，预测蒸汽爆裂发生，为手术过程提供额外反馈，并改善学术培训过程。然而，心房食管瘘形成等风险的发生率并且由于更高的消融功率、接触力、力时间积分和消融持续时间，消融过程中可能发生心包填塞的风险可能增加。这些风险可通过导管操作者的经验积累和有指导的培训得以缓解。

接触力导管的其他应用还包括改进心脏标测程序、更好地表征心血管组织，以及增强导管控制和触觉反馈。将接触力反馈与机器人执行器和控制系统相结合，已催生出可提供运动补偿或自主控制的新设计，从而进一步提高手术安全性和效率。

7. 专家意见

截至目前，使用商用光纤接触力导管与磁性接触力导管在并发症发生率和死亡率方面尚未发现差异。然而，光纤接触力导管可能在反馈精度、成本效益和紧凑性方面具有优势。在光纤接触力模式中，光纤布拉格光栅（FBGs）和法布里‐珀罗（Fabry‐Pérot）模式相比光强模式具有更高的灵敏度和分辨率，但成本较高且需要更复杂的interrogation解决方案。法布里‐珀罗技术不受光源功率变化的影响，而光纤布拉格光栅能够克服光强波动和相位不连续的局限性，但相较于法布里‐珀罗，光纤布拉格光栅成本更高且需要更复杂的光谱分析设备。接触力导管设计的选择必须在有效性、准确性与成本之间取得平衡。

在心脏消融手术中，导管接触力（CF）传感数据的应用已十分成熟，介入操作者通常被建议在30–40瓦的功率下进行消融时，将接触力范围维持在20–30克之间。为确保有效性，最低接触力需达到10克；为确保安全性，最高不得超过40克。力‐时间积分（FTI）的范围通常在约230克·秒至420克·秒之间，不同消融区域可能对应不同的最佳FTI值。此外，在较高接触力（>40 g）以及较长持续时间（>10 s）下的力时间积分（400克·秒）可能导致阻抗下降。建议进一步开展针对不同消融部位的FTI研究，以标准化并优化手术的安全性与有效性。

在接触力传感器的辅助下，已开展关于电解剖标测和组织表征的临床研究。接触力可在很大程度上用于消除因接触不良（<5 g）导致的错误读数。接触力的变化还可能影响电压读数的质量，因为最佳接触力阈值可能高达8–9 g。建议未来开展研究以标准化标测和组织表征技术，因为截止电压可能因检测区域、接触力值以及所用电极类型的不同而有所变化。此外，在肺静脉‐左心房交界等区域，总体阻抗的绝对值在不同患者之间也可能存在差异，这表明在同一患者体内相对阻抗的重要性。

接触力传感器在导管中的一个令人兴奋的应用是将其添加到远程和机器人导管系统中。目前，带有接触力感知导管的远程系统的发展已在模型和动物模型中进行了广泛测试，以改善触觉反馈和触感、提高可控性，并执行自动化或自主任务。当前的研究主要集中在采用接触力传感器的自主控制，主要包括在一定接触力范围内维持导管尖端与心壁的接触，以及在消融过程中尽量减少运动的影响。鉴于软体导管具有高度非线性的动态特性，可考虑采用更先进的控制模型，如神经模糊或神经PID控制系统。

自主系统还可以帮助降低由较高消融功率、接触力、力‐时间积分和消融持续时间引起的并发症发生率。由于趋势表明导管操作者在初始学习曲线阶段并发症发生率较高，机器人系统可以结合机器学习决策算法，在出现高风险情况时回撤导管或停止手术，以最小化并发症。该决策算法可使用接触力、消融功率、力‐时间积分、消融持续时间以及感兴趣区域等变量作为输入特征。此类算法还可利用CF曲线，在发生蒸汽爆裂时判断心脏穿孔的可能。类似地，决策算法可将接触力输入与电压读数及导管尖端‐心壁角度相结合，以辅助电生理解剖标测和组织表征。