的共同受讓美國專利 號6, 246, 784和6, 345, 112及其中所引用的參考物中描述，這些文獻全都在此引入作為參 考。一旦在必要的時候通路被編輯，用戶就可以沿著內窺鏡（fly-through)虛擬支氣管鏡 檢查圖像1011。軟件生成代表以上所確定的通路的彩色線條。醫療專業人員要沿著該通路 通過氣管和氣道，最終到達目標。如可以認識到的，當氣道變得越來越小時，軟件分解氣道 的能力變得越來越困難，而且顯示1011可能最終不能繪出清晰的氣道內腔。不管怎樣，目 標1017將在計算機生成的圖像1011中顯示并且允許使用該系統進行通路計劃。
[0120] 在識別出BT中把CT圖像中的氣管與目標連接的通路之后，需要一個系統到達目 標，進行目標的活組織切片檢查以及，如果需要的話，最終的治療。一種這樣的系統在圖11 中繪出。具體而言，圖11示出了躺在手術臺1002上的患者1000。支氣管鏡1004插入他 的肺臟。支氣管鏡1004連接到監視裝備1006,并且通常包括照明源和視頻成像系統。在 某些情況下，本公開內容的設備沒有支氣管鏡也可以使用，如以下將描述的。位置測量系統 監視患者1000的位置，由此定義一組參考坐標。一種特別優選的位置測量系統是根據美國 專利號6, 188, 355及公開的PCT申請號W0 00/10456和W0 01/67035的教義的六自由度電 磁位置測量系統，這些文獻在此引入作為參考。在這種情況下，發射器安排1008實現為患 者1000下面的墊子。多個微型傳感器1020與跟蹤模塊1022互連，該跟蹤模塊1022導出 每個傳感器1020在6D0F(自由度）中的位置。至少一個，而且優選地是三個，參考傳感器 1020附連到患者1000的胸部，而且其6D0F坐標發送到計算機1024,在那里它們用于計算 患者的參考坐標系。
[0121] 圖12繪出了根據本公開內容的教義構建和操作的導管組件1030。導管組件1030 包括可定位導向裝置1032,該導向裝置1032具有可轉向的遠端尖端1034、柔性主體1036 以及位于其近端的控制手柄1038。導向裝置1032插入到護套1040中，在其中它被鎖定機 制1042鎖定到位。作為圖11位置測量系統的一部分操作的位置傳感器元件1044與遠端 尖端1034集成并且允許相對于參考坐標線監視尖端的位置與朝向（6D0F)。
[0122] 存在幾種使導管30轉向的方法。在第一種方法中，可以采用單一偏轉方向。作為 替代，利用手動方向選擇器的多方向轉向機制可以用于允許由從業人員選擇轉向方向，而 不需要旋轉導管主體。圖13繪出了利用至少三個，并且優選地是四個，附連的拉長拉緊元 件（"轉向引線"）1048進行多方向轉向的系統。轉向引線1048部署成使得每根引線上的 張力都將獨立地使尖端朝預定義的橫向方向轉向。在四根引線的情況下，方向被選擇成沿 兩個正交軸的相對方向。換句話說，四根引線部署成使得，在單獨被致動時，每根引線造成 所述尖端在基本上隔開90°的倍數的四個預定義方向中的不同方向上偏轉。出于制造容易 和可靠性的實際原因，如所示出的，引線1048優選地實現為由從手柄1038向尖端1034延 伸、在基部1046的部分之上彎曲并且返回手柄1038的單根長引線形成的引線對。
[0123] 第三種備選方案采用具有如圖14中所示彎曲或鉤狀配置的導管組件1030。在這 種系統中，利用彎曲的尖端1050形成的是導管護套1040。可定位導向裝置1032插入護套 1040,使得傳感器元件1044從護套1040的遠端尖端突出。護套1040和可定位導向裝置 1032鎖到一起，使得它們一起前進到患者1000的肺臟通路中。當需要選擇用于導管組件 1030進一步插入的路徑時，用戶僅僅旋轉鎖到一起的護套1040和可定位導向裝置1032。 已經發現，通過只需要用戶的一只手并且最小化諸如抓緊控制手柄1038以釋放鎖定機制 或者使護套1040或可定位導向裝置1032前進的疲勞運動，護套1040的彎曲尖端1050的 預成形有利于推進。這種備選方案目前由Covidien LP以名字EDGE⑩銷售:。但是，可 以使用在護套1040中實現的不同預彎曲量，常見的曲率包括45、90和180度。已經發現， 180度的護套對于把可定位導向裝置1032指向會特別難以導航的肺臟上葉后部是特別有 用的。
[0124] 如以上所指出的，本公開內容采用CT數據（圖像）用于路線計劃階段。CT數據 還用于導航階段。與其它成像方式相比，CT數據是優選的，因為它具有其自己的坐標系統。 匹配兩個坐標系統，即，CT的和患者的坐標系統，通常被稱為配準（registration)。配準一 般是通過識別CT中和身體上或內部的位置并且在兩個系統中測量其坐標來執行的。
[0125] CT數據與患者數據的手動和半自動配準方法在例如受讓給Covidien LP并在此 引入作為參考的美國專利號7, 233, 820中詳細描述。雖然仍是配準的一種可行方法，但是 因為特別是手動配準是有些耗時的并且需要多個步驟，所以許多從業人員依賴于本公開內 容的軟件使其成為可能的自動配準技術。但是，在有些情況下，特別地如果CT圖像數據不 具有足夠的質量，則可能仍然有必要或者期望進行手動配準。
[0126]自動配準已經對大部分手術變成規范，這是由于，雖然以上參考的配準技術的手 動基準點指定是非常有效的，但是必需采樣的點數的選擇代表準確度和效率之間的折中。 類似地，雖然半自動技術是一種可行的選項，但是它需要位于導管組件遠端末端的圖像傳 感器，這給系統添加了增加的復雜性。
[0127]自動配準技術在共同受讓美國專利申請號12/780,678中詳細描述，該申請在此 引入作為參考。分支結構的數字圖像與表示該分支結構內傳感器位置的實時指示器之間的 自動配準是通過利用傳感器1044 "描繪"該結構內部的數碼圖片實現的。一旦收集到足夠 多的位置數據，配準就實現了。在通過分支結構的導航必然導致附加位置數據的收集并且 因此配準被持續精煉的意義上，配準是"自動的"。
[0128] 自動配準方法包括以下步驟并且一種系統適于執行以下步驟：在患者1000的分 支結構中移動包含位置傳感器1044的可定位導向裝置1032 ;在所述傳感器移動通過所述 分支結構的同時利用發射器安排1008記錄關于所述傳感器的位置的數據；比較從所述數 據得出的形狀與所述分支結構的所述三維模型的通道的內部幾何形狀；并且基于所述比較 確定所述形狀與所述三維模型之間的位置相關性。
[0129] 該方法的另一方面包括由本公開內容的軟件執行的以下步驟：識別所述三維模型 中的非組織空間（例如，充滿空氣的腔體）；在記錄所述可定位導向裝置1032中位置傳感 器1044的位置數據的同時移動可定位導向裝置1032通過所述分支結構的至少一個內腔； 并且基于所述記錄的位置數據與所述探針保持位于所述分支結構中非組織空間內的假設 對準代表所述探針位置的圖像與所述三維模型的圖像。因而，軟件能夠執行比較形狀并且 確定位置相關性或者對準圖像的步驟。
[0130] 配準技術在以下前提下操作，（1)內窺鏡一直保留在氣道中，及（2)記錄內窺鏡上 傳感器的運動導致比記錄靜態內窺鏡上傳感器離散位置多得多的樣本集。
[0131] 配準方法可以被稱為"基于特征的配準"。當取得CT掃描時，CT機把每個圖像記 錄為多個像素。當各個掃描組裝到一起以形成CT體積時，三維像素（體積像素）出現并且 可以定義為體積元素，代表關于三維空間中一個規則網格的值。基于組織密度Hounsfield 值，每個三維像素都被指定一個數字。利用眾所周知的窗口找平技術，這個密度值可以與灰 度級或顏色關聯。
[0132] 通過把它數字化成與CT體積兼容的具體尺寸的三維像素，發射器安排1008的電 磁場的感測體積也被三維像素化。被位置傳感器1044訪問的每個三維像素可以被指定一 個值，這個值關聯到該三維像素被位置傳感器1044訪問的頻率。CT體積中三維像素的密度 根據這些值來調節，由此在CT體積中產生具有變化密度的三維像素云。因而，這些三維像 素云或集群匹配肺臟的內部解剖特征。
[0133] 與比較解剖形狀或位置與結構形狀或位置相反，通過使用基于三維像素的方法， 配準實際上是通過比較解剖腔體特征與腔體三維像素實現的。這種方法的一個優點是充滿 空氣的腔體具有可預測的密度范圍。充滿空氣的腔體可以被識別為作為三維模型的CT體 積中的非組織空間。在記錄其位置數據的同時，位置傳感器1044可以移動通過內腔。這允 許基于所述記錄的位置數據及所述探針保持位于非組織空間中的假設，對準代表所述位置 傳感器的位置的圖像與所述三維模型的圖像。當在分支結構內移動位置傳感器1044時，在 其移動通過所述分支結構的同時，記錄關于位置傳感器1044的位置的數據。然后，從所述 數據得到的形狀與從CT數據生成的所述分支結構的所述三維模型的通道的內部幾何形狀 進行比較。這提供了基于所述比較確定所述形狀與所述三維模型之間的位置相關性。
[0134] 利用本公開內容技術的配準是通過把位置傳感器1044放到氣道中并且持續地記 錄其位置來實現的。這一直持續到有足夠多的數據讓形狀匹配算法確定"所描繪的"形狀 只能適合一個地方和朝向的3DCT體積為止。實現初始配準的另一條途徑是簡單地沿著多 條不同氣道，優選地是在兩個肺中選擇的氣道，導航探針。如上所述，訪問的氣道越多，配準 誤差越小。
[0135] 還有另一個手術是參考圖15描述的。在圖15的方法中，支氣管鏡1004插入患者 1000體內，如圖11中所示。可定位導向裝置1032延伸超出護套1040的末端，二者都延伸 超過支氣管鏡1004的遠端大致10mm。
[0136] -旦在患者1000體內定位，屏幕1100就將通過監視裝備1006 (圖11)上的軟件 顯示。右邊的圖像是由支氣管鏡1004生成的實際支氣管鏡圖像1102。最初在左邊的圖像 1104中沒有圖像顯示，一旦配準完成，這就將是一個從CT圖像數據生成的虛擬支氣管鏡檢 查，如以上所討論的。
[0137] 以可定位導向裝置1036開始，并且具體而言是傳感器元件1044在主隆凸 (carina)之上大約3-4cm，如通過支氣管鏡1004看到的，支氣管鏡前進到左右兩肺中，以便 肺臟通道的第四次生成。通過遍歷肺的這些段，收集到足夠的數據，如上所述，使得配準可 以完成。當配準得以實現時，其中配準可以通過以綠色突出顯示虛擬腹腔鏡圖像1104或者 某種其它可視指示器向用戶指示，可以檢查配準。這是通過再次指引支氣管鏡對主隆凸以 及右上葉和左上葉隆凸進行成像實現的。用戶所進行的可視比較確認配準是準確的。如果 需要的話，用戶對可視支氣管鏡的旋轉可以校正小圖像問題。如果用戶對結果不滿意，或者 不能夠實現配準，這有可能是由于患者肺臟的之前切除或治療，則手動配準總是可以使用 的，如上所述。
[0138] 既然目標已經識別出，通路已經計劃好，包括可定位導向裝置1032的支氣管鏡 1004已經插入患者1000體內，而且虛擬支氣管鏡檢查圖像已經與支氣管鏡1004的圖像數 據配準，系統就準備好把位置傳感器1044導航到患者肺臟內的目標。計算機1024提供與 圖10中所示相似的顯示器，從而識別目標1017并且繪出虛擬支氣管鏡檢查圖像1011。但 是，在顯示器上每個圖像中出現的是從位置傳感器1044當前位置到目標1017的通路。這 是在以上討論的通路計劃階段中建立的通路。通路可以由例如彩色線條來表示。在每個圖 像中出現的還有可定位導向裝置1032和位置傳感器1044的遠端尖端的表示。通過使可 定位導向裝置1032前進并且沿著該通路，醫療專業人員能夠沿著識別出的通路到達目標 1017。有時候，如以上所討論的，虛擬支氣管鏡檢查圖像1017不能提供足夠的準確度，尤其 是在肺臟的胸膜邊界。在這種情況下，用戶可以依賴CT圖像1005-1009來提供更大的細節。 雖然利用圖像1005-1009中僅三個視圖示出，但是實際上存在可以在這里采用的很多種圖 像，大部分是從CT成像數據得出的。
[0139] 雖然位置傳感器1044的位置是實時測量的，但是目標1017的位置不是。目標1017 一般被認為相對于患者的身體位置1000是固定的，其中患者的身體部分1000是通過傳感 器1020(圖12)實時監視的。但是，作為由呼吸導致的循環胸部運動的結果，導航準確度會 降低。優選地，采取預防措施來減小這種循環運動的影響，包括減小患者的呼吸速率。此 外，通過選擇性地采樣位置傳感器位置1020,使得測量只在循環運動的末端進行，這種運動 可以在軟件中進行補償。患者胸部運動的末端可以通過呼吸循環期間傳感器1020的循環 移位很容易地識別。優選地是使用最大呼出狀態用于測量，因為與最大吸入狀態相比，這個 狀態通常在相對更大的呼吸循環比例保持穩定。作為替代，測量結果可以持續地取得，而且 循環變化通過附加的處理被消除