用于設備感知柔性工具配準的系統和方法
【專利摘要】本文描述的是一種確定設備在患者解剖結構內的精確定位的方法。在一方面，所述方法包括根據描述患者解剖結構的解剖數據生成至少一個解剖通道的第一模型，確定被安置在患者解剖結構的分支解剖通道內的設備的形狀，所述設備包括多個部段，所述多個部段中的每個部段具有不同的物理性質，針對所述設備的所述多個部段中的每個部段計算一組變形力，以及通過基于所確定的所述設備的形狀和針對所述設備的所述多個部段中的每個部段的所述組變形力調節第一模型，生成被安置在所述多個分支解剖通道內的所述設備的第二模型。
【專利說明】
用于設備感知柔性工具配準的系統和方法
技術領域
[0001]本公開涉及用于在醫療程序期間追蹤在患者解剖結構內的醫療設備的系統和方法，且更具體地涉及用于使用形狀傳感器和/或位置傳感器來有效地追蹤在患者解剖結構內的醫療設備的系統和方法。
【背景技術】
[0002]微創醫療技術意在減少在醫療程序期間受損的組織的量，從而減少患者恢復時間、不適和有害副作用。此類微創技術可以通過在患者解剖結構中的自然孔口或通過一個或多個手術切口來執行。臨床醫生可以將醫療工具插入通過這些自然孔口或切口從而到達目標組織部位。醫療工具包括器械，諸如治療器械、診斷器械和手術器械。為了到達目標組織部位，微創醫療工具可以在解剖系統(諸如肺、結腸、腸、腎、心臟、循環系統等等)中的自然通道或手術創建的通道導航(navigate)。
[0003]微創手術程序通常依靠某種器械位置監控來確保至目標組織部位的適當的可及性和在目標組織部位處的行為。常規微創手術器械通常由剛性的、細長元件(例如，腹腔鏡系統或遙操作系統)形成或由被設計成沿著預定的解剖路徑(例如，血管成形術球囊導管)的高度柔性的系統形成。不論哪種情況，位置監控通常涉及器械的獨立部件部分(discreteport1n)(例如，導管的遠側尖端)的局部追蹤。除了在尖端前進的熒光鏡(屏)檢查可視化期間，偶然感測剩余長度被示出的程度外，剩余的導絲/導管長度不能被主動地監控。
[0004]然而，為了安全和有效使用，越來越復雜的微創手術系統會要求增強的器械位置監控。導航輔助系統幫助臨床醫生為手術器械規定路線(route)且避免對解剖結構的損害。這些系統能夠并入形狀傳感器的使用從而更加精確地描述手術器械在真實空間中或相對于預定程序或同步影像的形狀、位姿和部位。在動態解剖系統和/或在密集有很多解剖通道的解剖區域，將微創器械精確地配準(registering)到解剖系統是費時的且處理密集的任務。需要改進的系統和方法用于增加將微創器械配準到解剖系統的系統和方法的精確度和效率。
【發明內容】
[0005]在一方面，本公開描述了一種確定設備在患者解剖結構內的精確定位的方法。所述方法包括根據描述患者解剖結構的解剖數據生成至少一個解剖通道的第一模型。在一方面，方法包括確定被安置在患者解剖結構的分支解剖通道內的設備的形狀，所述設備包括多個部段，多個部段中的每個部段具有不同的物理性質，以及針對所述設備的所述多個部段中的每個部段計算一組變形力。在一方面，所述方法包括通過基于所確定的所述設備的形狀和針對所述設備的所述多個部段中的每個部段的所述組變形力調節第一模型，生成被安置在所述多個分支解剖通道內的所述設備的第二模型。
[0006]在另一方面，本公開描述了一種醫療系統，其包括柔性設備，所述柔性設備包括形狀傳感器、存儲器(memory)和非暫時計算機可讀介質。在一方面，存儲器能夠存儲描述患者解剖結構的解剖數據，并且非暫時計算機可讀介質能夠包含用于將所述柔性設備配準到描述患者解剖結構的解剖數據的計算機可執行指令。在一方面，計算機可執行指令包括:用于根據描述患者解剖結構的所存儲的解剖數據來生成多個分支解剖通道的第一模型的指令；用于接收來自形狀傳感器的信息以確定被安置在所述多個分支解剖結構內的設備的形狀的指令，所述設備包括多個部段，所述多個部段中的每個部段具有不同的物理性質；用于針對所述設備的多個不同部段的每個部段計算一組變形力的指令;和/或用于通過基于所確定的所述設備的形狀和針對所述設備的所述多個部段中的每個部段的所述組變形力調節第一模型，生成被安置在所述多個分支解剖通道內的所述設備的第二模型的指令。
【附圖說明】
[0007]當結合附圖閱讀時，根據以下【具體實施方式】能夠最好地理解本公開的各個方面。要強調是，根據行業的標準慣例，各種特征沒有按比例繪制。實際上，為了清晰的論述，各種特征的尺寸可以任意地增加或減小。另外，本公開可以重復各種示例中的參考數字和/或字母。這種重復是為了簡要且清晰的目的，而其本身不是為了指示所論述的各種實施例和/或配置之間的關系。
圖1是根據本公開的實施例的遙操作醫療系統。
圖2圖示說明了利用本公開的各方面的醫療器械系統。
圖3A是與明顯被安置在解剖通道外部的微創器械的影像配準的人肺的影像。
圖3B是與明顯被安置在不正確的解剖通道內的微創器械的影像配準的人肺的影像。
圖3C是人肺的內部影像，其描繪了從微創器械的視角來看的人肺的區域。
圖4A是帶有導管的肺的支氣管通道的模型的圖示。
圖4B是基于由導管施加的變形力而調節圖4A的模型的圖示。
圖5A圖示說明了支氣管通道的未變形模型和導管的檢測模型的合成影像。
圖5B-5D圖示說明了支氣管通道的各種變形的模型合成影像，其示出導管推進到不同的通道。
圖6是與表示可能包含導管的兩種可能通道的兩種不同模型相比較，在圖5A-f5D中示出的導管的感測模型的簡圖。
圖7A圖示說明了支氣管通道的未變形模型和導管的檢測模型的合成影像。
圖7B-7D圖示說明了隨著導管的推進而調節的支氣管通道的模型的合成影像。
圖8圖示說明了支氣管通道的變形模型和在圖7A-7D中示出的導管的合成影像。
圖9是流程圖，其圖示說明了用于基于導管的形狀、由導管的不同部段所施加的可變形力和通道的恢復力來使解剖通道的模型變形的方法。
圖10是處于呼氣狀態和吸氣狀態的肺的支氣管通道的模型的圖示。
圖11是流程圖，其圖示說明了使支氣管通道的模型變形來用于吸氣狀態和呼氣狀態的方法。
圖12包括根據本公開的另一實施例的解剖通道的模型的圖示。
圖13是用于匹配圖12的模型的直方圖(histogram)。
圖14圖示說明了用于確定轉換的點集。
【具體實施方式】
[0008]為了促進對本公開的原理的理解，現將會參考在附圖中圖示說明的實施例，且將會用特定的語言描述在附圖中圖示說明的實施例。不過應當理解不意在限制本公開的范圍。在以下的本發明的各方面的詳細描述中，闡述很多具體細節是為了提供對所公開實施例的通徹理解。然而，對本領域技術人員將明顯的是在沒有這些具體細節的情況下，也可以實行本公開的實施例。在其他情況下，沒有具體地描述熟知的方法、程序、部件和電路(circuits)，以便不會不必要的模糊本發明實施例的各方面。
[0009]對本公開的所描述的設備、器械、方法以及原理的任何進一步應用的任何變更和進一步修改完全如本公開所涉及到的本領域技術人員通常所想到的預期那樣。具體地，關于本公開的一個實施例所描述的特征、部件和/或步驟可以結合本關于本公開的其他實施例所描述的特征、部件和/或步驟，這是完全能預期到的。此外，本文所提供的尺寸針對具體示例，且可以預期的是，不同的大小、尺寸和/或比例可以用于實施本公開的概念。為了避免不必要的描述性重復，根據一個示例性實施例所描述的一個或多個部件或動作(act1n)能夠適用于其他示例性實施例或從其他示例性實施例中省略。為了簡潔起見，將不會單獨描述這些組合的很多重復。為了簡潔，在一些情況下，全部附圖使用相同的參考數字來指相同的或類似的部分。
[0009]下面的實施例將會按照各種器械和的各部分器械在三維空間的狀態來描述它們。如本文所使用的，術語“位置”指的是物體或物體的一部分在三維空間中的部位(例如，沿笛卡爾X、Y、Z坐標的三個平移自由度)。如本文所使用的，術語“取向”指的是物體或物體的一部分的旋轉位移(三個轉動自由度-即，滾動、俯仰和偏轉)。如本文所使用的，術語“位姿”指的是物體或物體的一部分在至少一個平移自由度中的位置和該物體或物體的該部分在至少一個轉動自由度中的取向(多達共六個自由度)。如本文所使用的，術語“形狀”指的是沿物體所測量的一組位姿、位置或取向。
[0010]參照附圖的圖1，通常用參考數字100指示使用在例如包括診斷、治療或手術程序的醫療程序中的遙操作醫療系統。如將會描述的，本公開的遙操作醫療系統處于外科醫生的遙操作控制下。在替代實施例中，遙操作醫療系統可以處于被編程來執行程序或子程序的計算機的部分控制下。在又一些替代實施例中，在被編程來執行程序或子程序的計算機的完全控制下的完全自動的醫療系統可以用于執行程序或子程序。
[0011]如圖1所示，遙操作系統100通常包括遙操作組件102，遙操作組件102用于在患者P上執行各種程序中操作醫療器械系統104。組件102被安裝至手術臺O或被安裝在手術臺O附近，患者P被安置在手術臺O上。醫療器械系統104可操作地耦接至遙操作組件102。操作者輸入系統106允許外科醫生或其他類型的臨床醫生S觀察手術部位的影像或觀察表示手術部位的影像且控制醫療器械系統104的操作。
[0012]在替代實施例中，遙操作系統可以包括多于一個操縱器組件。操縱器組件的確切數量將取決于手術程序和在手術室內的空間限制等其他因素。操作者輸入系統106可以定位在外科醫生的控制臺C處，控制臺C通常定位在和手術臺O相同的室內。然而，應當理解，夕卜科醫生S能夠位于不同的室內或與患者P完全不同的建筑物內。操作者輸入系統106通常包括用于控制醫療器械系統104的一個或多個控制設備112。一個或多個控制設備112可以包括任何數量的多個輸入設備(諸如，把手、操縱桿、追蹤球、數據手套、觸發槍、手動控制器、語音識別設備、觸摸屏、身體運動或存在傳感器等)中的一個或多個。在一些實施例中，一個或多個控制設備112將被提供有和遙操作組件的醫療器械同樣的自由度以便提供給外科醫生以臨場感(telepresence )、一個或多個控制設備與器械集成的感知，從而使得外科醫生具有好像置身在手術部位處直接控制器械的強烈感覺。在其他實施例中，一個或多個控制設備112可以具有比相關聯的醫療器械更多或更少的自由度并且依然提供外科醫生以臨場感。在一些實施例中，一個或多個控制設備112是手動輸入設備，其以六個自由度移動，并且其也可以包括可致動手柄用致動器械(例如，用于關閉抓緊的鉗頭(jaws)、施加電勢至電極、遞送醫療治療件等)。
[0013]遙操作組件102支撐醫療器械系統104并且可以包括一個或多個非伺服控制的鏈接(例如，可以被手動安置且鎖定在合適位置的一個或多個鏈接，通常指的是設置結構)的運動學結構以及遙操作操縱器。遙操作組件102包括響應于來自控制系統(例如，控制系統116)的命令來驅動在醫療器械系統104上的輸入的多個致動器或馬達。馬達包括驅動系統，當該驅動系統被耦接至醫療器械系統104時，該驅動系統可以將醫療器械推進到自然地或手術地創建的解剖孔口。其他機動的驅動系統可以在多個自由度中移動醫療器械的遠側端，多個自由度可以包括三個線性運動自由度(即，沿X、Y、Z笛卡爾坐標軸的線性運動)和在三個轉動運動自由度(即，繞X、Y、Z笛卡爾坐標軸的轉動)。此外，馬達能夠被用來致動用于抓取在活檢設備的鉗頭中的組織等的器械的可鉸接的末端執行器。
[0014]遙操作醫療系統100也包括帶有用于接收關于遙操作組件的器械的信息的一個或多個子系統的傳感器系統108。此類子系統可以包括位置傳感器系統(例如，電磁(EM)傳感器系統)；形狀傳感器系統，其用于確定導管尖端的和/或沿著器械系統104的柔性本體的一個或多個部段的位置、取向、速率、速度、位姿和/或形狀;和/或可視化系統110，其用于捕獲來自導管系統的遠側端的影像。
[0015]可視化系統110可以包括觀察范圍組件(在下面更加詳細的描述的)，使得手術部位的同步或實時影像被提供至外科醫生控制臺C。同步影像可以是，例如由安置在手術部位的內窺鏡捕獲的二維或三維影像。在這個實施例中，可視化系統100包括內窺鏡部件，該內窺鏡部件可以被集成至和/或可以被可移除地耦接至醫療器械104。然而，在替代實施例中，附接至分離的操作器組件的分離的內窺鏡可以與手術器械一起使用來成像手術部位。該可視化系統110可以被實施作為與一個或多個計算機處理器交互的或由一個或多個計算機處理器以其他方式執行的硬件、固件、軟件或其組合，該一個或多個計算機處理器可以包括控制系統116(以下所描述的)的處理器。
[0016]遙操作醫療系統100也包括顯示系統111，其用于顯示由傳感器系統108的子系統生成的手術部位和一個或多個醫療器械系統104的影像或表示。顯示器111和操作者輸入系統106可以被定向，因此操作者能夠利用臨場感的感知控制醫療器械系統104和操作者輸入系統106。
[0017]顯示系統111也可以顯示由可視化系統110捕獲的手術部位和手術器械的影像。顯示器111和控制設備112可以被取向，使得在范圍組件中的成像設備以及手術器械的相對位置類似于外科醫生的眼睛和手的相對位置，因此，操作者能夠仿佛在基本真實的現場中觀察工作空間一樣操縱手術器械104和手控制。通過真實現場，即意味著，影像的呈現是模擬物理地操縱器械104的操作者的視角的真實透視影像。
[0018]替代地或附加地，顯示器111可以呈現使用成像技術(諸如計算機層析術(CT)、核磁共振成像(MRI)、熒光鏡透視屏檢查、熱像圖、超聲、光學相干斷層成像術(OTC)、熱成像、阻抗成像、激光成像或納米管X-射線成像)記錄的和/或術前建模的手術部位的影像。所呈現的術前影像可以包括二維、三維或四維影像。所呈現的術前或術中影像可以包括二維、三維或四維(S卩，基于時間或基于速度的信息)影像和用于再現影像的相關的影像數據集。
[0019]在一些實施例中，顯示器111可以顯示虛擬導航影像，醫療器械104的實際位置在該虛擬導航影像中與術前或同步影像配準(即，動態地參照)來呈現給外科醫生S以在器械104的尖端的部位處的內部手術部位的虛擬影像。器械104的尖端的影像或其他圖形或字母指示器可以被疊合在虛擬影像上來輔助外科醫生控制手術器械。替代地，器械104可以在虛擬影像中不可見。
[0020]在其他實施例中，顯示器111可以顯示虛擬導航影像，手術器械的實際位置在該虛擬導航影像中與術前或同步影像配準來呈獻給外科醫生S以從外部視角來看在手術部位內的手術器械的虛擬影像。手術器械的一部分的影像或其他圖形或字母指示器可以被疊合在虛擬影像上來輔助外科醫生控制器械104。
[0021]遙操作醫療系統100也包括控制系統112。控制系統112包括至少一個存儲器和至少一個處理器(未示出)，且通常是多個處理器，其用于實現醫療器械系統104、操作者輸入系統106、傳感器系統108和顯示系統110之間的控制。控制系統112也包括編程的指令(例如，存儲指令的計算機可讀介質)以根據本文所公開的各方面來實施所描述的方法中的一些或全部。雖然控制系統112在圖1的簡化視圖中被示出為單一的塊，但是系統可以包括兩個或更多個數據處理電路，其中所述處理的一個部分在遙操作組件102上或鄰近遙操作組件可102可選地被執行，所述處理的另一個部分在操作者輸入系統106處被執行，等等。可以采用多種集中式或分布式數據處理架構中任一種。類似地，編程的指令可以被實施為若干的單獨的程序或子程序，或者他們可以被集成至本文所描述的遙操作系統的若干其他方面。在一個實施例中，控制系統112支持無線通信協議，諸如，藍牙、紅外數據通訊、家庭無線射頻、IEEE 802.11、數字增強無繩通訊(DECT)、和無線遙測。
[0022]在一些實施例中，控制系統可以包括一個或多個伺服控制器，該一個或多個伺服控制器接收來自醫療器械系統104的力和/或扭矩反饋。響應于所述反饋，伺服控制器將信號傳輸至操作者輸入系統106。一個或多個伺服控制器也可以傳輸指導遙操作組件102移動一個或多個醫療器械系統104的信號，醫療器械系統104經由在身體中的開口延伸進入到患者體內的內部手術部位處。可以使用任何合適的常規或專用的伺服控制器。伺服控制器可以與遙操作組件102分離或與遙操作組件102集成。在一些實施例中，伺服控制器和遙操作組件被提供作為鄰近患者身體安置的遙操作臂推車的一部分。
[0023]控制系統還112可以進一步包括虛擬可視化系統以為一個或多個醫療器械系統104提供導航協助。使用虛擬可視化系統的虛擬導航基于參考所獲得與解剖通道的三維結構相關的數據集。更具體地，虛擬可視化系統處理使用成像技術(諸如計算機層析術(CT)、核磁共振成像(MRI)、熒光鏡透視屏檢查、熱像圖、超聲、光學相干斷層成像術(OTC)、熱成像、阻抗成像、激光成像或納米管X-射線成像等)成像的手術部位的影像。使用軟件將所記錄的影像轉化成一部分或整個解剖器官或解剖區域的二維或三維復合表象。圖案數據集與復合表象相關聯。復合表象和影像數據集描述通道的各種位置形狀以及它們的連通性。用來生成復合表象的影像可以在臨床程序期間在術前或術中被記錄下來。在替代實施例中，虛擬可視化系統可以使用標準表象(即，不是具體患者)或標準表象的合成和患者具體數據。復合表象和通過復合表象生成的虛擬影像可以呈現在運動(例如，在肺的吸氣/呼氣周期之間)的一個或多個階段期間的可變形解剖區域的靜態位姿。
[0024]在虛擬導航程序期間，傳感器系統108可用于計算器械相對于患者解剖結構的大概位置。該部位能夠用于產生患者解剖結構的宏觀水平追蹤影像和患者解剖結構的虛擬內部影像二者。用于利用術前所記錄的手術影像(諸如，來自虛擬可視化系統中的那些)使用光纖傳感器來配準且顯示醫療實施的各種系統是已知的。例如，美國專利申請N0.13/107，562(2011年5月13日提交的)(公開“提供用于影像導引手術的解剖結構的模型的動態配準的醫療系統”)公開了一個這樣的系統，其全文通過引用被并入本文。
[0025]遙操作醫療系統100還可以包括可選操作和支持系統(未示出)，諸如照明系統、操縱控制系統、灌溉系統、和/或抽吸系統。在替代實施例中，遙操作系統可以包括多于一個遙操作組件和/或多于一個操作者輸入系統。操縱器組件的具體數量將取決于手術程序和在手術室內的空間限制等其他因素。操作者輸入系統可以被放置在一起或它們可以被安置在分開的部位。多操作者輸入系統允許多于一個操作者來控制在各種組合中的一個或多個操作組件。
[0026]圖2圖示說明了追蹤器械系統118，追蹤器械系統118包括醫療器械系統104和它的接口系統。醫療器械系統104包括通過接口 122被耦接至遙操作組件102和可視化系統110的柔性器械120。器械120具有柔性本體124、在遠側端128的尖端126和在近側端130的接口122。本體124容納在接口 122和尖端126之間延伸的電纜、鏈接或其他操縱控制件(未示出)，從而可控制地彎曲或轉動尖端，如用于通過彎曲尖端126的虛線版本的示例所示出的那樣，且在一些實施例中用于控制可選的末端執行器132。柔性器械可以是可操縱的(包括先前所述的操縱控制件)或可以是不可操縱的，其中沒有用于器械彎曲的操作者控制的集成的機構。末端執行器可以是針對醫療功能(例如，用于實現目標組織的預定的治療)可操縱的工作遠側零件。舉例來說，一些末端執行器具有單個工作構件，諸如手術刀、刀片、內窺鏡或電極。諸如在圖2的實施例中示出的其他末端執行器具有一對或多個工作構件，諸如鉗子、抓緊器、剪刀或施夾器，例如。電激活的末端執行器的示例包括電外科電極、換能器、傳感器等。末端執行器也可以包括導管，以傳送液體、氣體或固體來執行例如，抽吸、吹入、沖洗、需要液體遞送的治療、附件引入、活檢提取等。在其他實施例中，柔性本體124能夠限定一個或多個管腔，手術器械通過所述一個或多個管腔能夠被布置在目標手術位置處且能夠在目標手術位置處被使用。在各種實施例中，器械120可以包括柔性支氣管器械，諸如，用于在肺的檢查、診斷、活檢或治療中使用的支氣管窺鏡或支氣管導管。柔性本體也適用于在包括結腸、腸、腎、大腦、心臟、循環系統等的多種解剖系統中的任一種中經由自然地或手術創建的連接通道導航和治療。
[0027]器械120也能夠包括影像捕獲元件134，影像捕獲元件134可以包括被布置在遠側端128處的用于捕獲影像的立體或單視場相機，所述影像被傳輸至可視化系統110且通過可視化系統110處理所述影像以用于通過顯示系統111顯示。替代地，影像捕獲元件134可以是耦接到在器械120的近側端上的成像和處理系統的相干光導纖維束，諸如纖維鏡。影像捕獲元件134可以是用于捕獲在可見光譜或紅外線光譜/紫外線光譜中的影像數據的單或多光
L曰O
[0028]在描繪的實施例中，追蹤系統135包括電磁(EM)傳感器系統136和形狀傳感器系統138，形狀傳感器系統138用于確定遠側端128和沿器械120的一個或多個部段137的位置、取向、速率、位姿和/或形狀。雖然在圖2中只描繪了一組說明性部段137，但是在遠側端128和近側端130(且包括尖端126)之間的器械120的整個長度可以被有效地劃分為部段。追蹤系統135可以被實施為與一個或多個計算機處理器交互的或由一個或多個計算機處理器以其他方式執行的硬件、固件、軟件或其組合，該一個或多個計算機處理器可以包括控制系統116(以下所描述的)的處理器。
[0029]電磁傳感器系統136包括可以受制于外部生成的電磁場的一個或多個導電線圈。那么電磁傳感器系統136的每個線圈產生感應的電信號，所述電信號具有取決于線圈相對于外部生成的電磁場的位置和取向的特性。在一個實施例中，電磁傳感器系統可以被構造成且被安置成用來測量六個自由度，即，三個位置坐標軸X、Y、Z和指示基點的俯仰、偏轉和滾動的三個取向角度。在1999年8月11日提交的美國專利N0.6，380，732提供了電磁傳感器系統的進一步描述，其公開了 “具有在被追蹤的物體上的被動式轉發器的六自由度追蹤系統”，其全文通過引用被并入本文。
[0030]傳感器系統138包括與柔性本體124對齊的光導纖維140(例如，被提供在內部通道內(未示出)或被安裝在外部)。追蹤系統135被耦接至光導纖維140的近側端。在這個實施例中，纖維140具有大約200微米的直徑。在其他實施例中，尺寸可以更大或更小。
[0031]光導纖維140形成了用于確定器械120的形狀的光導纖維彎曲傳感器。在一個替代中，包括光纖光柵(FBG)的光導纖維用于提供處于一個或多個維度中的在結構上的應變測量。2005年7月13日提交的公開了“光導纖維位置和形狀感測設備及與其相關的方法”的美國專利申請Νο.11/180，389、2004年7月16日提交的公開了 “光導纖維形狀和相對位置感測”的美國臨時專利申請N0.60/588，336和1998年6月17日提交的公開了 “光導纖維彎曲傳感器”的美國專利N0.6389187描述了用于檢測光導纖維在三個維度中的形狀和相對位置的各種系統和方法，上述申請全文通過引用被并入本文。在另一些實施例中，采用其他應變感測技術(諸如瑞利散射、拉曼散射、布里淵散射和熒光散射)的傳感器可以是合適的。
[0032]在其他替代實施例中，使用其他技術可以確定器械120的形狀。例如，如果器械尖端的位姿的歷史被儲存達比用于更新顯示或用于交替運動(例如，吸氣和呼氣)的時期要短的時段，那么位姿歷史能夠用于在該段時段重建設備的形狀。作為另一個示例，歷史位姿、位置或取向數據可以針對器械沿交替運動(諸如呼吸)的周期的器械的已知點被存儲。這個存儲的數據可以用于開發關于器械的形狀信息。替代地，一系列沿器械安置的位置傳感器(諸如電磁傳感器)能夠用于形狀感測。替代地，在程序期間來自在器械上的位置傳感器(諸如，電磁傳感器)的數據的歷史可以用于呈現器械的形狀，尤其如果解剖通道是大體靜態的。替代地，帶有位置或取向通過外部磁場控制的無線設備可以用于形狀感測。它的位置的歷史可以用于確定用于導航通道的形狀。
[0033]在該實施例中，光導纖維140可以包括在單個包層(cladding)146內的多個核心。每個核心可以是具有足夠的距離的單模并且包層隔開核心，使得在每個核心中的光不與攜帶在其他核心中的光顯著地相互作用。在另一些實施例中，核心的數量可以變化或每個核心可以被包含在隔離的光導纖維中。
[0034]在一些實施例中，在每個核心中提供一排FBG。每個FBG包括核心的折射率的一系列調制，以便生成在折射率方面的空間周期性。可以選擇間隔，使得來自每個折射率變化的部分反射前后一致地增加波長的窄頻帶，并且因此當穿過寬得多的頻帶時僅反射波長的這個窄頻帶。在FBG的制備期間，調制按已知的距離間隔，因此產生波長的已知頻帶的反射。然而，當應變在纖維核心上感應時，調制的間隔將根據在核心的應變的量改變。替代地，隨著光導纖維的彎曲變化的反向散射或其他光學現象能夠用于確定在每個核心內的應變。
[0035]因此，為了測量應變，從纖維向下發送光，且測量返回光的特性。例如，光纖光柵產生反射波長，該反射波長是纖維上的應變和其溫度的函數。這個光纖光柵技術是可以從很多來源能從市場上買到的，諸如，英國的布拉克爾智能纖維公司。2006年7月20日提交的美國專利N0.7，930，065描述了用于遙操作手術的光纖光柵技術在位置傳感器中的使用，其公開了 “包括使用光纖光柵的位置傳感器的遙操作手術系統”，其全文通過引用被并入本文。
[0036]當被施加至多核心纖維時，光導纖維的彎曲引起在核心上的應變，能夠通過監控在每個核心中的波長偏移來測量所述應變。由于在纖維中具有離軸線布置的兩個或更多個核心，纖維的彎曲引起在每個核心上的不同應變。這些應變是纖維的局部彎曲度的函數。例如，包含FBG的核心的區域，如果被定位在纖維被彎曲的點處，那么該區域能夠用于確定在那些點處的彎曲的量。結合FBG區域的已知間隔，這些數據能夠用于重建纖維的形狀。佛吉尼亞州黑堡市(Blacksburg，Va)的盧娜創新公司(Luna Innovat1ns.1nc.)已經描述了此類系統。
[0037]如所描述的，光導纖維140用于監測器械120的至少一部分的形狀。更具體地，穿過光導纖維140的光由追蹤系統135處理來用于探測手術器械120的形狀并且用于利用該信息來協助手術程序。追蹤系統135可以包括探測系統，其用于生成且探測用于確定器械120的形狀的光。該信息轉而能夠用于確定其他關聯的變量，諸如手術器械的各部分的速度和加速度。通過實時獲得這些變量中的一個或多個的精確測量值，控制器能夠提升遙操作手術系統的精確度且能夠補償在驅動部件部分中引入的誤差。感測可以僅限于通過遙操作系統致動的自由度，或可以被施加至被動自由度(例如，在接合點之間的剛性構件的未經激勵的彎曲)和主動自由度(例如，器械的致動的運動)二者。
[0038]來自追蹤系統135的信息可以發送至導航系統142，所述信息在導航系統142處與來自可視化系統110和/或術前取得的影像的信息結合從而在顯示系統111上為外科醫生或其他操作者提供實時位置信息用于使用在器械120的控制上。控制系統116可以利用位置信息作為反饋用于定位器械120。2011年5月13日提交的美國專利申請N0.13/107,562提供了用于配準和顯示手術器械與手術影像的各種系統，其公開了“提供用于影像導引手術的解剖結構的模型動態配準的醫療系統”，其全文通過引用被并入本文。
[0039]在圖2的實施例中，器械104在遙操作手術系統100內被遙操作。在替代實施例中，遙操作組件102可以被直接操作者控制替代。在直接操作替代中，可以包含各種手柄和操作者界面用于器械的手持操作。
[0040]圖3A描繪了復合影像150，其包括從肺的外部的視角來看與柔性器械(諸如，柔性器械120)的器械影像154配準的人肺152的影像151。可以根據術前記錄的影像生成肺152的影像151或可以在手術程序期間同步生成肺152的影像151。可以經由顯示系統111顯示復合影像150。隨著器械120前進通過肺152的支氣管通道156，來自追蹤系統135和/或可視化系統110的信息用于配準器械影像154與肺影像151。肺152的影像151可以改變，例如，來描述處于吸氣狀態或呼氣狀態的肺。器械影像154可以改變來描繪器械120通過支氣管通道156的前進或后退。偶爾，復合影像150可能錯誤地顯現器械影像154，使得一部分器械影像154’在支氣管通道的外部(如圖3A所示)或被安置在錯誤的支氣管通道內(如圖3B所示)。下面所描述的系統和方法用于校正器械影像，使得器械被定位在正確的支氣管通道內。
[0041]圖3C是人肺152的內影像160，其描繪了從器械120的視角來看的肺的區域。影像160可以是在手術程序期間由同時定位在肺152所描繪的部分中的器械120所獲得的同步影像。更具體地，影像可以由可視化系統110捕獲。替代地，影像160可以是基于如通過追蹤系統135所確定的器械120尖端的位置所選擇的術前記錄的影像。
[0042]返回至圖2，包括電磁傳感器系統136和形狀傳感器系統138的追蹤系統135可以計算用于器械尖端126或指示尖端在包含相關器械部分的實際解剖通道外部的器械120的一個或多個部段137(例如，當被完全安置在支氣管樹外部時或被安置在錯誤的通道內時)的位置。這很可能指示微小的測量值誤差(假設解剖通道的壁還沒有被破壞)。此類誤差可以由某些解剖結構(諸如，肺或心臟)的動態本質造成。例如，吸氣和呼氣改變肺的支氣管通道的位置和大小。替代地，誤差可以由患者動作造成或由手術器械在解剖通道內的存在引起的組織變形造成。在一些情況下，誤差可能由流體加速或腫瘤生長引起的組織變形所造成(例如，自獲得術前成像后的漸進腫瘤生長)。
[0043]為了在器械的影像與患者解剖結構的影像相互配準和顯示時校正器械的位置且將器械的一個或多個點精確地定位在正確的通道內，器械的選定的點可以對齊到或圖形地配準到在解剖通道的壁上的位置或對齊到或圖形地配準到解剖通道的管腔。如將在下面詳細描述的，繼術前影像的記錄之后，多個補償方法可以用于校正患者解剖結構的模型從而針對在患者解剖結構中的內部和外部變形力、患者運動或其他變化進行調節。在解剖結構的組織上的內部變形力可以由，例如，吸氣和呼氣的呼吸狀態之間的運動、心臟運動、腫瘤生長、流體加速和咳嗽造成。在解剖結構的組織上的外部變形力可以由，例如，器械插入和操縱造成。患者解剖結構的正確模型允許器械相對于解剖通道的更加精確的合成影像的生成。
[0044]在患者的解剖通道內側的虛擬導航的情況下，正確的模型可以是特別有用的。虛擬導航基于參考術前獲得的與通道的三維解剖結構相關的數據集。例如，可以通過術前CT掃描獲得數據集。軟件用于將CT影像轉化成描述通道的各種部位和形狀以及它們的連通性的三維模型。在虛擬導航程序期間，傳感器系統，特別是電磁傳感器系統可以用于計算器械關于患者解剖結構的大概部位。通常做一個假設，即患者解剖結構的所有部分是相對于彼此固定的。在這種假設下，能夠根據術前CT掃描數據集計算從在患者解剖結構內的器械的尖端的部位來看的虛擬視圖，如圖3C所示。
[0045]如先前所描述的，由于施加到患者解剖結構的各種變形力(例如，內部和外部二者)，患者解剖結構保持固定的假設通常是無效的。為了補償由傳感器系統引入的運動或其他誤差，可以根據在通道內部的距所感測的器械的尖端的部位最近的點生成虛擬視圖，而不是根據所計算的器械的尖端的位置。將所感測的器械的部位的位置調節到在通道內或在通道的壁上的調節的位置的過程被稱為對齊(snapping)。當通道被很好地隔開且沒有密實填集時，對齊可以特別好地起作用。當變形力大且通道密集(且尤其當通道具有類似的彎曲時)時，單獨地對齊可以引起針對特定氣道通道的錯誤選擇，其中器械被定位在所述特定氣道通道中。
[0046]圖4A是肺的支氣管通道202的未變形模型200的圖示。導管204延伸進入支氣管通道202。導管204可以大體上類似于器械120。模型200可以顯示在顯示系統上或可以以不可顯示的形式駐留在計算機存儲器中。如圖所示的，導管204在支氣管通道202上施加變形力F。
[0047]圖4B圖示說明了變形力F在模型200上的影響。導管204的力F使支氣管通道202從由模型200圖示說明的起始位置移動到由變形模型206圖示說明的新位置。因此，變形模型206圖示說明了導管164的力在支氣管通道202的部位和取向上的影響。
[0048]圖5A圖示說明了被疊合在肺的支氣管通道256的分支結構的未變形模型254上的導管252的所感測的模型250的復合影像。肺的支氣管通道256包括不同的通道257、258、259和260。雖然已知導管252延伸到支氣管通道257、258、259和260中的一個(例如，通過由導管252所獲得的如圖3C所示的內影像)，所感測的模型250描繪了如安置在通道257、258、259和260的外部的導管252。通道257、258、259和260可以彼此間隔開僅幾毫米，且通道257、258、259和260可以具有非常類似的曲率，如圖5A所示。僅僅將所感測的導管252的形狀匹配至通道257、258、259和260中的一個模擬的形狀可能不足以確定哪個通道已經實際接收了導管252。為了更加精確地確定哪個通道已經接收了導管252，可以使用變形的通道模型，該變形的模型考慮到通過改變導管的剛度的區域施加在通道上的力。該變形通道模型將描繪導管252的改變的力在支氣管通道256的部位和取向上的影響，且從而正確地描繪導管252相對于通道256的位置。
[0049]如將在下面詳細描述的，用于將導管252配準到解剖通道的過程考慮了由導管的主動部分(即，在直接操作者控制下的部分)和導管的可變化的被動部分施加在通道組織上的變形力。用于配準的過程也考慮了與通道組織和周圍組織的柔性/剛度相關的恢復力。可以建模一個或多個候選的解剖通道來匹配所感測的導管形狀和/或尖端位置。然后可以鑒于變形力和恢復力評估一個或多個候選的解剖通道從而來確定用于配準的最可能的匹配通道。該評估過程包括從變形力和恢復力的組合排除不能實現如所建模的變形的任何候選通道。替代地，候選的解剖通道可以被建模來反映變形力和恢復力，且變形模型可以和導管形狀比較來鑒定用于配準的匹配通道。可選地，如通過變形力和恢復力的組合所改變的匹配通道的模型被顯示。可選地，在與變形的匹配通道配準中可以圖示說明導管的影像。
[0050]通常，導管252不包括沿其插入的長度的均勻的物理性質。例如，在描繪的實施例中，導管252包括具有可變物理性質的三個不同的部分。具體地，導管252包括從A延伸至B的第一部段262、從B延伸至C的第二部段264和從C延伸至D的第三部段266。導管252具有沿其長度可變的剛度。例如，第一部段262具有比第二部段264大的剛度，且第三部段266包括具有主動可控剛度的主動部段(例如，在第三部段266的主動操縱后)。在一些實施例中，導管252具有沿其長度從A延伸到D逐漸變小的剛度。假設第三部段266為主動部段，如在描繪的實施例中，第一部段262可以具有要放在通道256的支撐結構上而保持盡可能筆直的傾向，第二部段264可以具有依從第一部段262和周圍組織的傾向，且第三部段266可以僅引起局部變形(例如，僅沿第三部段266的長度)。換句話說，由三個單獨的部段262、264和266施加的變形力沒有必要相同或相等。由第三部段266施加在支氣管通道256上的力可以顯著地強于由部段262和264施加在支氣管256通道上的力。同時，由第三部段266施加的力可以被限制于比由部段262和264施加在支氣管通道256上的力更小的區域。為了評估候選匹配通道且為了構造支氣管通道256的精確的變形模型，必須確定導管252的單個部段在支氣管通道的不同的部分上的影響，其中支氣管通道256的精確的變形模型示出導管252在正確的通道內的正確定位。
[0051]圖5B-5D圖示說明了被安置在支氣管通道256的變形候選模型的不同通道內的導管252的感測模型250(例如，基于形狀傳感器數據或累計位置傳感器數據)的復合影像。圖5B圖示說明了示出被安置在支氣管通道256的變形模型270的通道257’內的導管252的復合影像。變形模型270假設由導管252的單獨部段施加的力致使通道256向下移動使得通道257的下部邊界272向下移動距離Dl(顯示為變形模型270中帶有下邊界272’的通道257’)。然而，如果由導管252的單獨部段施加的力和已知的組織恢復力沒有致使通道256向下移動距離Dl，那么變形模型270作為候選可以被排除。換句話說，鑒于導管252的物理性質(且尤其是第二部段264和/或第三部段266)和周圍組織的物理性質，如果導管252沒有施加足夠的力以使支氣管通道257位移距離Dl，那么控制系統116(或系統100的另一部分)能夠確定假設的變形模型270是用于與導管的已知形狀配準的不太可能的候選。
[0052]圖5C圖示說明了示出被安置在支氣管通道256的變形模型280的通道258’內的導管252的復合影像。變形模型280假設由導管252的單獨部段施加的力致使通道256向下移動使得通道258的下部邊界282向下移動距離D2(顯示為變形模型280中帶有下邊界282’的通道258’)。然而，如果由導管252的單獨部段施加的力和已知的組織恢復力沒有致使通道256向下移動距離D2，那么變形模型280可以被排除作為候選。換句話說，鑒于導管252的物理性質(且尤其是第二部段264和/或第三部段266)和周圍組織的物理性質，如果導管252沒有施加足夠的力以使支氣管通道257位移距離D2，那么控制系統116(或系統100的另一部分)能夠確定假設的變形模型280是用于與導管的已知形狀配準的不太可能的候選。
[0053]圖5D圖示說明了示出被安置在支氣管通道256的變形模型290的通道259’內的導管252的復合影像。變形模型290假設由導管252的單獨部段施加的力致使通道259、260向上移動使得通道259的上部邊界292向上移動距離D3(顯示為變形模型290中帶有上邊界292’的通道259’)。然而，如果由導管252的單獨部段施加的力和已知的組織恢復力沒有致使通道259向上移動距離D3，那么變形模型290可以被排除作為候選。換句話說，鑒于導管252的物理性質(且尤其是第二部段264和/或第三部段266)和周圍組織的物理性質，如果導管252沒有施加足夠的力以使支氣管通道259向上位移距離D3，那么控制系統116(或系統100的另一部分)能夠確定假設的變形模型290是用于與導管的已知形狀配準的不太可能的候選。
[0054]在不可能的候選模型被排除以后，基于變形力和恢復力，可以評估剩余的候選模型來確定哪一個是匹配所感測的導管最可能的模型。雖然圖5B-5D圖示說明了候選匹配過程，但是應當理解，該過程可以通過控制系統116來實施，而無需顯示候選變形模型中的每一個。當變形模型被最終選定用于與導管配準時，可以顯示變形模型和配準的導管。在各種替代實施例中，候選匹配過程可以被圖示說明用于顯示。
[0055]圖6圖示說明了與表示可能包含導管252的兩種可能通道的兩種不同候選模型294和295相比較，在圖5A-5D中示出的導管252的感測形狀或模型293的圖示法。如圖所示，僅僅比較所感測的導管252的形狀可能不足夠確定正確的通道，因為兩種模型294和295具有大體相似的曲率。特別地，在點296和點297之間延伸的導管252的感測形狀293的曲率與在點296和點298之間延伸的模型294的曲率以及在點296和點299之間延伸的模型295的曲率大體上相似。因此，為了確定導管252的正確位置，控制系統116能夠將導管252的感測形狀293與候選模型294和295相比較(例如，使用控制系統116的一個或多個算法)，并且也將導管252的不同部段(例如，部段262、264和266)的物理特性和圍繞導管252的不同部段的組織的物理特性計算在內。作為非限制的示例，與變形力相關的導管252的物理特性包括不同部段的剛性的程度、由每個部段施加的力(且尤其是在尖端或部段266處的主動部段)、由每個部段施加的力的方向和導管部段的材料組分和重量。作為非限制的示例，與恢復力相關的組織的物理特性包括組織類型、組織的組分(例如，包括組織的液體或氣體含量)、組織的柔度(compliance)和鄰近的支撐組織(例如，骨、肌肉和/或血管)。
[0056]通過采用此類綜合比較，控制系統116能夠確定導管252(例如，導管252的遠側部段266)駐留在其中的正確通道。例如，如果基于已知的變形力和恢復力，導管252將不能使模型295的點299向下移動距離D4到點297或者導管252將不能使模型295向側面移動距離D5到點297，那么控制系統116可以推斷候選模型295是不太可能包含導管的通道(以及定位在由模型295表示的通道之上或更加側向的任何其他通道也一樣)。類似地，如果導管252將不能使模型294的點298向下移動距離D6到點297或導管252將不能使模型295側向地移動距離D7到點297，那么控制系統116可以推斷模型294不太可能是包含導管的通道(以及定位在由模型294表示的通道之上或更加側向的任何其他通道也一樣)。在排除候選模型之后，符合已知變形力和恢復力的剩余候選模型可以被選定用于與導管的影像配準。因為所感測的導管252的模型293可能不精確到一定程度，控制系統116可以評估在預定范圍的可能性內的傳感器值來解釋此類不精確。
[0057]圖7A圖示說明了支氣管通道的分支結構的未變形模型300和延伸通過通道的導管302的復合影像。對于未變形模型300，導管302被示出延伸在通道的外部且導管302的尖端304在復合影像中顯示為被定位在支氣管通道L5內。導管302可以與在圖5A-5D中示出的導管252相同。例如，在描繪的實施例中，導管302包括在點A和點B之間延伸的第一部段305、在點B和點C之間延伸的第二部段306和在點C和點D之間延伸的第三部段307。
[0058]如圖7A所示，支氣管通道被建模為通過接合點連接的一組剛性鏈節L1-L10，其能夠圍繞變形點(諸如圍繞連接點C)在俯仰和偏轉二個方向上旋轉。在一些實施例中，可以適應其他的自由度，諸如伸展和滾動。在另一些實施例中，可以沿鏈節Ll-LlO的長度定位接合點或其他類型的變形點來允許用于沿鏈節的長度彎曲的多個部位。在一些實施例中，變形點可以貫穿建模的鏈節Ll-LlO分布，而不考慮連接點的部位。鏈節與它們的貼近的周圍組織的組織類型和組織組分能夠顯著地變化。因此，單個鏈節可以具有不同地響應于由導管302施加的力的不同的物理性質。鏈節L3-L4的彎曲和鏈節L8-L9的彎曲大體上相似。根據未變形模型300，不清楚導管302的部段306和307延伸進入鏈節L3-L4還是鏈節L8-L9。為了確定導管302的部段306和307是否延伸進入鏈節L3-L4或是鏈節L8-L9，控制系統116能夠使用以上關于圖5A-圖6所論述的過程根據除與導管相互作用的組織的物理性質之外的不同的導管部段的物理特性方面來評估可能的變形模型。
[0059]為了使模型300變形且校正由導管施加的力，確定在支氣管通道中的完整導管的形狀。形狀傳感器系統(諸如形狀傳感器系統138)可以用于確定整個導管的形狀，不僅僅是尖端。導管的形狀用于確定在未變形模型中的在每個連接點C處的一組變形變量(例如，俯仰和偏轉角度)。用于將連接點的建模的俯仰和偏轉角度轉化成在支氣管結構中的鏈節的位姿的方法是標準運動學方法，該方法被發現在例如SiciIiano等人的Springer Handbookof Teleoperat1nals(Springer，2008)中。通過由導管的點所致的虛擬力以及由解剖結構自身(例如，支氣管通道的鏈節和它們的周圍組織)所致的反向力確定支氣管通道的變形的量，其中導管的點被描繪在未變形模型中的通道外部。導管力沿導管的長度不同地作用(例如，不同的力由部段305、306和307施加)且有效地作用使通道在導管的方向上移動。變形的量也是通過反向力或反作用力來確定，諸如支氣管通道的剛性和周圍的可連接的組織使通道朝向未變形形狀和構造偏離。
[0060]圖7B-7D描繪了分支支氣管通道的未變形模型300并且也示出了當導管302被推進通過通道時，分支支氣管通道的候選變形模型310。在圖7B中，導管302被推進通過鏈節LI且進入鏈節L2。變形模型310從未變形模型300稍微地移動來調節導管302的部段307在鏈節L1、L2上的直接力和在連接的遠側鏈節L3-L10上的間接力，同時也調節組織在鏈節LI和L2處的反向力(并且到更小程度、更遠側的鏈節)。被描繪為在鏈節L2內的尖端304既在未變形模型300中也在變形模型310中，但是在鏈節L2內的尖端304的確切部位在兩個模型之間不同。
[0061 ]在圖7C中，導管302被推進通過鏈節L2且進入鏈節L3。候選變形模型310進一步從未變形模型300移動來調節導管302的部段306在鏈節L1、L2、L3上的直接力、導管302的部段307在鏈節L3上的直接力和在所連接的遠側鏈節L4-L10上的間接力，同時也調節組織在鏈節L1-L3處的反向力(并且到更小程度、更遠側的鏈節)。尖端304被描繪為在未變形模型300中的鏈節L3的外部但是在變形模型310中的鏈節L3內。因此，變形模型310更精確地反映了尖端304在支氣管通道內部的現實。
[0062]然而，如果鏈節L3不被放置到尖端304被感測的地方(在傳感器不精確度的范圍內)，那么控制系統116可以推斷候選變形模型310可以被排除。例如，基于導管302的部段306和307的物理性質，由那些部段施加的力以及鏈節L6-L8的組織特性和其反向力、導管302的尖端304延伸進入鏈節L6和L8的可能性可以轉而被評估。在執行此類評估中，控制系統116可以構建另一個候選變形模型用于導管302延伸進入鏈節L6和L8。在一些實施例中，在基于導管302的形狀，察覺到兩種模型都是候選后，控制系統116立刻構建兩種可能的模型(例如，一個示出位于鏈節L3和L4內的導管302，另一個示出位于鏈節L6和L8內的導管302)。在另一些實施例中，控制系統116(例如，基于曲率比較，和/或導管和通道之間最佳擬合的線)最初構建看起來最有可能評估該模型精確度的變形模型，如果確定該模型具有一定程度的誤差或在預定的閾值之下的不確定性(例如，低于5%的錯誤的幾率)，那么才構建第二模型。
[0063]在圖7D中，導管302被推進進入鏈節L4。變形模型310進一步從未變形模型300移動來調節導管302在鏈節1^1、1^、1^3、1^4上的直接力和在所連接的遠側鏈節1^5-1^10上的間接力。尖端304被定位在未變形模型300中的鏈節L5中并且在變形模型310中的鏈節L4中。控制系統116能夠確定變形模型310是導管302的定位的精確描繪。基于由導管302的每個單個部段在支氣管通道的不同鏈節上的力和由支氣管通道的每個鏈節施加的反向力，可以確定變形模型的精確程度。如果確定變形模型精確且所計算的不精確的幾率低于誤差的預定閾值，那么控制系統116能夠推斷變形模型310更加精確地反映了尖端304的實際位置。最終的變形模型310可以被顯示為如圖8中所描繪的。應當理解，可以通過控制系統116執行候選模型評估過程而不顯示，直到確定了匹配的模型。
[0064]在圖9的流程圖400中提供了用于將未變形模型校正為更加精確的變形模型的方法的一個實施例。模型可以自描述患者解剖結構的存儲數據生成，例如，來自術前影像、來自描述患者解剖結構的二維或三維數據集、來自標準(例如，不是具體患者模型)或來自以上的任意的混合。最初，變形模型等同于靜態的、未變形模型，其中全部變形變量(例如，俯仰/偏轉角度，伸展)設置在零。在步驟402處，使用傳感器系統的一個或多個傳感器獲得手術器械的導管或另一類型的感測設備的當前形狀。在步驟404處，相對于沿靜態模型的取樣點的沿成形的導管的取樣點被匹配用于最佳擬合。更詳細地，在一個示例實施例中，最佳擬合匹配技術可以包括a)找到最接近導管的尖端的N個鏈節L;b)針對N個鏈節L中的每一個，計算形成從所述鏈節到支氣管結構的基底的路徑的各鏈節的唯一子集;c)針對N個鏈節L中的每一個，計算到沿導管形狀的每個取樣點的在支氣管通道上的最近的點；d)根據取樣點到支氣管通道中的對應最近點的距離，計算N個選擇中的每一個的距離得分;且基于最小的組合距離得分從N個選擇中選擇最佳選擇。因此，基于導管的彎曲和不同的通道的彎曲的比較，選擇最有可能的候選通道(或解剖鏈節的組合)。可選地，可以確定多個候選模型。
[0065]在步驟406處，針對所選定的一個或多個最佳擬合(例如，所選定的通道)模型計算一組變形力。對于沿導管形狀的每個取樣點，力被限定為在所述點的位置和支氣管通道上的最近的點的位置之間的向量。如上述所提到的，導管通常將會包括具有不同物理性質的不同部段，并且算法基于相對于每個不同的部段在患者解剖結構內的部位的其特定物理特性來評估由每個不同的部段所施加的力。例如，由遠側主動部段(例如，圖7C中的部段307)所施加的力相比導管的非主動或更柔性的部段(例如，圖7C中的部段306)的力可以更大且在周圍組織上變形更大。因此，執行設備感知(device-aware)計算來精確地評估由導管的不同部分所施加的變形力。
[0066]在步驟408處，計算一組恢復力，其相當于使支氣管通道朝向其原始形狀偏離的力。在變形支氣管通道鏈節上的取樣點和非變形鏈節上的對應的點之間限定這些恢復力。這些恢復力可以取決于多種因素，作為非限制的示例，所述多種因素包括組織的類型、組織的液體/空氣含量、鄰近或支撐組織、組織的質量、組織的彈性和組織的密度。可選地，可以計算被稱為是保持力(maintenance force)的恢復力的子集，該力相當于使局部形狀朝向未變形局部形狀偏離的力。這些保持力能夠被限定為，例如，作用在所連接的鏈節的每對之間的接合點扭矩，其中所述扭矩與在所在連接處的變形角度大小相等且方向相反。作用在支氣管通道的分支結構上的全體組的力被計算為各組變形力和恢復力的加權和。
[0067]可以由使用者以能產生最切實的行為的方式確定不同的加權或加權因子或由控制系統以能產生最切實的行為的方式預設不同的加權或加權因子，例如，基于導管的不同部段的已知物理性質和所測量的解剖結構的機械性質。也能夠在多維診斷影像(例如，三維或四維CT)被預評估的組織的彈性性質可能也涉及用于強度-彈性校準的真實患者影像數據庫。由于CT成像設備(imaging modality)捕獲相關的組織密度，因此能夠預先計算影像強度和組織部位的彈性性質的映射。在運行時間期間，能夠計算在已知大小和方向的力下的導管的每個不同部段的組織變形，從而更加物理精確的反映組織行為。
[0068]在步驟410處，通過按與在接合點處的全部施加的力和/或扭矩成比例的量調節支氣管通道鏈節之間的每個接合點，創建支氣管通道的一個或多個候選變形模型。因此，基于與不同的導管部段的物理性質相關的變形力和與受這些導管部段影響的組織的物理特性相關的恢復力二者而創建變形模型來改進起始的一個或多個最佳擬合通道部段。比較候選變形模型與器械本體的當前形狀來確定哪個通道最佳地匹配器械本體的當前形狀。替代地，候選通道被建模來匹配導管形狀，并且執行評估來確定匹配導管形狀的變形模型中的哪一個最有可能基于已知的變形力和恢復力。
[0069]在步驟412處，生成變形模型和導管的復合影像從而精確地描繪在支氣管通道的分支結構內的導管的位置。附加地，利用與在變形模型中的正確鏈節配準的導管的尖端，能夠從術前存儲的影像獲得正確的虛擬導航視圖。這個過程可以自步驟402被重復，直到導管到達其在支氣管結構內的期望目標。
[0070]在另一個實施例中，分支的支氣管結構的非靜態本質能夠以相當于支氣管結構的吸入狀態的支氣管結構的吸氣模型和相當于支氣管結構的呼出狀態的呼氣模型被示出。參照圖9和圖10，隨著吸氣和呼氣狀態(反之亦然)之間的通道調節，基于傳感器系統已經調節的導管的位姿、位置或取向能夠被進一步改進或被扭曲到支氣管通道的形狀。圖9描繪了吸氣模型450和呼氣模型452。導管454起初基于傳感器系統被定位，但是隨著支氣管通道在吸氣和呼氣狀態之間移動，導管454被調節從而保持在支氣管通道的影像內。
[0071]圖10是流程圖460，其描述了用于基于吸氣和呼氣狀態調節導管的方法。在步驟462處，獲得導管的當前形狀。在步驟464處，導管形狀被匹配成處于吸氣狀態的支氣管通道的形狀。在步驟466處，導管形狀被匹配成處于呼氣狀態的支氣管通道的形狀。在支氣管通道和導管的復合影像中，對于呼氣狀態和吸氣狀態中的每個，導管的影像被維持在支氣管通道內。這個過程可以被重復，直到導管達到其在支氣管結構內的期望的目標。在替代實施例中，所述過程可以用于為位于任何移動解剖結構內的任何器械校正影像，并且尤其是在已知狀態之間重復交替的解剖結構(諸如心臟或肺)。例如，運動解剖結構可以是在心搏周期的舒張和收縮階段之間交替的心臟。
[0072]在替代實施例中，可以使用三維形狀直方圖建模器械或解剖通道來執行相似性搜索。例如，可以研發度量標準來測量兩個三維曲線之間的相似性。參照圖11，曲線500相當于通過參考解剖結構所測量的設備路徑，且曲線502相當于實際的解剖通道。對于這些曲線上的每個AP1，可以限定以下參數:a)局部梯度，b)局部曲率，c)相對于端點連接器的徑向角位移，d)相對于端點連接器的徑向位移，e)相對于第三參考軸線504的徑向位移/徑向角位移。
[0073]如圖12所示，可以根據以上參數中的每一個創建直方圖505。該直方圖被直接匹配來創建針對每個曲線相似性的度量標準。
[0074]在另一個實施例中，使用度量標準將任意形狀的點集對齊到另一個點集以測量匹配的質量。參照圖13，提供了兩個點集Pt和Ps。從Ps開始，計算相似性測量I SwU相似性測量是建立索弓I到參考點的距離的一維直方圖。在參考點處的切向量的值相對于參考向量被存儲。優化器用于使自由度在轉換上最優化從而使在Ps和Pt之間的某一瞬時的相似性測量最大化。
[0075]美國專利申請N0.(參考N0.1SRG04290)和美國專利申請N0.(參考N0.1SRG03740)中公開了用于將柔性器械的至少一部分的影像配準到解剖系統的影像的替代系統和方法，前者公開了 “用于使用減少的搜索空間的醫療設備的配準的系統和方法”，后者公開了“用于使用快速位姿搜索的醫療設備的配準的系統和方法”，兩者的全部內容通過引用被并入本文。這些通過引用并入的系統和方法的各方面可以與以上所公開的系統和方法一起使用從而提供將柔性器械的至少一部分的影像精確地配準解剖系統的影像的替代方法。
[0076]雖然本文已經相對于遙操作或手動操作的手術系統描述了配準系統和方法，但是這些配準系統和方法將會在多種醫療和非醫療器械中應用，在多種醫療和非醫療器械中精確器械影像配準要不然是太耗時或者是計算機密集處理。
[0077]雖然本公開的系統和方法已經被圖示說明在肺的連接的支氣管通道中使用，但是它們也適合于經由在包括結腸、腸、腎、腦、心臟、循環系統等的多種解剖系統中的任何中的自然的或手術創建的連接通道來用于其他組織的導航和治療。本公開的方法和實施例也適合于非手術應用。
[0078]本發明的實施例中的一個或多個構件可以在軟件中實施以在計算機系統(諸如控制系統116)的處理器上執行。當在軟件中實施時，本發明的實施例的構件本質上是執行所需要的任務的代碼段。程序或代碼段能夠被存儲在處理器可讀存儲介質或設備中，該程序或代碼段可以借助于體現在在傳輸介質或通信鏈接上的載波中的計算機數據信號被下載。處理器可讀存儲設備可以包括能夠存儲信息的任何介質，該介質包括光學介質、半導體介質和磁介質，處理器可讀儲存設備示例包括電子電路;半導體設備、半導體存儲器設備、只讀存儲器(R0M)、閃速存儲器、可擦除可編程只讀存儲器(EPROM);軟盤、只讀光盤(CD-ROM)、光盤、硬盤或其他存儲設備。程序段可以經由諸如互聯網、內聯網等的計算機網絡下載。
[0079]注意，所呈現的過程和顯示可以不是固有地涉及任何特定的計算機或其他裝置。各種一般用途的系統可以根據本文的與程序一起使用，或者可以證明構建更具體的裝置來執行所描述的操作是便利的。用于多種這些系統所要求的結構將會作為元件出現在權利要求中。此外，沒有參考任何特定的編程語言來描述本發明的實施例。應當理解，多種編程語言可以用于實施如本文所描述的本發明的教導。
[0080]雖然已經描述且在隨附的附圖中示出了本發明的某些示例性實施例，但是應當理解，此類實施例僅僅是說明性的并且不限制本發明的范圍，并且本發明的實施例不局限于所示出的和所描述的具體構造和布置，因為本領域技術人員可以想到各種其他修改。
【主權項】
1.一種方法，包括: 確定設備的形狀，所述設備至少部分地被安置在解剖通道內； 確定用于所述設備的多個部段的一組變形力；以及 基于所述設備的所述形狀、所述組變形力和描述所述解剖通道的解剖數據生成復合模型，所述復合模型指示所述設備相對于所述解剖通道的位置。2.根據權利要求1所述的方法，其中確定所述設備的所述形狀包括接收來自光導纖維形狀傳感器的信息。3.根據權利要求1所述的方法，其中確定所述設備的所述形狀包括接收來自電磁傳感器的信息。4.根據權利要求1所述的方法，其中描述所述解剖通道的所述解剖數據包括描述所述解剖通道的形狀的數據，并且其中生成所述復合模型包括將所述柔性設備的所述形狀與所述解剖通道的所述形狀進行比較。5.根據權利要求1所述的方法，其中確定所述組變形力包括確定所述設備的所述多個部段中的每個部段的剛度。6.根據權利要求1所述的方法，其中確定所述組變形力包括確定所述設備的所述多個部段中的每個部段的可操縱性。7.根據權利要求1所述的方法，還包括確定一組恢復力，并且其中所述復合模型另外基于所述組恢復力。8.根據權利要求1所述的方法，還包括確定一組保持力，并且其中所述復合模型另外基于所述組保持力。9.根據權利要求1所述的方法，還包括: 確定一組恢復力； 確定一組保持力；以及 確定所述組變形力、所述組恢復力和所述組保持力的加權和， 其中所述復合模型另外基于所述加權和。10.根據權利要求1所述的方法，其中描述所述解剖通道的所述解剖數據包括描繪至少部分所述解剖通道的第一模型，并且其中生成所述復合模型包括使用所述設備的所述形狀和所述組變形力調節所述第一模型。11.根據權利要求10所述的方法，其中生成所述復合模型包括調節將所述解剖通道的兩個建模部段結合的所述第一模型的建模連接點。12.—種醫療系統，包括: 柔性設備，所述柔性設備被構造成至少部分地安置在解剖通道內，所述設備包括多個部段和形狀傳感器；以及 存儲器設備，所述存儲器設備包括計算機可執行指令，所述計算機可執行指令包括: 用于確定所述柔性設備的形狀的指令； 用于確定用于所述柔性設備的所述多個部段的一組變形力的指令；以及 用于基于所述柔性設備的所述形狀、所述組變形力和描述所述解剖通道的解剖數據生成復合模型的指令，其中所述復合模型指示所述柔性設備相對于所述解剖通道的位置。13.根據權利要求12所述的醫療系統，其中所述形狀傳感器包括光導纖維形狀傳感器。14.根據權利要求12所述的醫療系統，其中所述形狀傳感器包括電磁傳感器。15.根據權利要求12所述的醫療系統，其中描述所述解剖通道的所述解剖數據包括描述所述解剖通道的形狀的數據，并且其中用于生成所述復合模型的所述指令包括用于將所述柔性設備的所述形狀與所述解剖通道的所述形狀進行比較的指令。16.根據權利要求12所述的醫療系統，其中用于確定所述組變形力的所述指令包括用于確定所述柔性設備的所述多個部段中的每個部段的剛度的指令。17.根據權利要求12所述的醫療系統，其中用于確定所述組變形力的所述指令包括用于確定所述柔性設備的所述多個部段中的每個部段的可操縱性的指令。18.根據權利要求12所述的醫療系統，其中所述計算機可執行指令還包括用于確定一組恢復力的指令，并且其中所述復合模型另外基于所述組恢復力。19.根據權利要求12所述的醫療系統，其中所述計算機可執行指令還包括用于確定一組保持力的指令，并且其中所述復合模型另外基于所述組保持力。20.根據權利要求12所述的醫療系統，所述計算機可執行指令還包括: 用于確定一組恢復力的指令； 用于確定一組保持力的指令；以及 用于確定所述組變形力、所述組恢復力和所述組保持力的加權和的指令， 其中所述復合模型另外基于所述加權和。21.根據權利要求12所述的醫療系統，其中所述計算機可執行指令還包括用于確定所述復合模型的錯誤的百分比幾率的指令。22.根據權利要求12所述的醫療系統，其中描述所述解剖通道的所述解剖數據包括描繪至少部分所述解剖通道的第一模型，并且其中用于生成所述復合模型的所述指令包括用于使用所述設備的所述形狀和所述組變形力調節所述第一模型的指令。23.根據權利要求22所述的醫療系統，其中用于生成所述復合模型的所述指令包括用于調節將解剖通道的兩個建模部段結合的所述第一模型的建模連接點的指令。
【文檔編號】A61M25/092GK105979899SQ201480075136
【公開日】2016年9月28日
【申請日】2014年12月9日
【發明人】P·喬普拉
【申請人】直觀外科手術操作公司