CN104427952B - 用于使用形状感测的变形补偿的***和方法 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种用于估计解剖结构变形的方法和医疗***，其包括从描述患者解剖结构的解剖数据中生成至少一个解剖通道的第一模型，以及确定安置在分岔解剖通道内的设备的形状。该方法和医疗***也包括通过相对于设备的确定形状调整第一模型而生成多个分岔解剖通道的第二模型。

Description

用于使用形状感测的变形补偿的***和方法
技术领域
本公开涉及用于在医疗程序期间跟踪在患者解剖结构内的医疗设备的***和方法，并且更具体地涉及使用形状传感器有效跟踪患者解剖结构内的医疗设备的***和方法。
背景技术
微创医疗技术旨在减少在诊断或手术程序期间受损的组织量，从而缩短患者的恢复时间、减轻患者的不适并且减少有害的副作用。此类微创技术可以通过在患者解剖结构中的自然孔口，或通过一个或多个手术切口执行。通过这些自然孔口或切口，临床医生可以将手术器械***到达靶组织位置。为到达靶组织位置，微创手术器械可以在解剖***中的自然的或手术创建的通道中导航，其中解剖***诸如肺、结肠、肠、肾脏、心脏、循环***等。导航辅助***帮助临床医生按路线传送手术器械，并且避免对解剖结构的损伤。这些***可以结合形状传感器的使用，以更准确地描述手术器械在真实空间中的形状、姿态和位置或手术器械相对于术前图像或者并行/同步(concurrent)图像的形状、姿态和位置。在动态解剖***中和/或在布满许多解剖通道的解剖区域中，将微创器械准确配准到解剖***中是一项耗时且处理密集的任务。需要改善的***和方法，以便提高将微创器械配准到解剖***的***和方法的准确性和效率。
发明内容
该发明的实施例由所附的权利要求概括。
在一个实施例中，方法包括从描述患者解剖结构的解剖数据中生成至少一个解剖通道的第一模型，以及确定安置在分岔解剖通道内的设备的形状。该方法也包括通过相对于设备的确定形状调整第一模型，生成多个分岔解剖通道的第二模型。
在另一个实施例中，医疗***包括柔性设备，该柔性设备包括形状传感器、存储描述患者解剖结构的解剖数据的存储器；和处理器。处理器从描述患者解剖结构的解剖数据中生成多个分岔解剖通道的第一模型，并且接收来自形状传感器的信息以确定安置在分岔解剖通道内的设备的形状。通过相对于设备的形状调整第一模型，处理器也生成多个分岔解剖通道的第二模型。
在另一个实施例中，方法包括从描述患者解剖结构的解剖数据中生成多个分岔解剖通道的第一模型，其中解剖数据是在分岔解剖通道处于交替运动的第一状态时记录的。该方法也包括从描述患者解剖结构的解剖数据中生成多个分岔解剖通道的第二模型，其中解剖数据是在分岔解剖通道处于交替运动的第二状态时记录的。该方法也包括当所述分岔解剖通道处于第一状态时，生成以第一形状安置在分岔解剖通道内的设备的第一图像；以及当分岔解剖通道处于第二状态时，生成以第二形状安置在分岔解剖通道内的设备的第二图像。
附图说明
当与附图一起阅读时，本公开的各方面从以下详细描述中最优理解。要强调的是，依照在行业中的标准惯例，各种特征未按比例画出。实际上，为使讨论清晰，各种特征的尺寸可以随意增大或减小。此外，在各种示例中，本公开可以重复标识号和/或字母。这种重复是为了简单且清晰的目的，并不自身决定所讨论的各种实施例和/或配置之间的关系。
图1为依照本公开的实施例的机器人手术***。
图2示出利用本公开的方面的手术器械***。
图3a为与微创器械的图像配准的人肺的图像。
图3b为从微创器械的角度描绘人肺区域的人肺的内部图像。
图4a为具有导管的肺的支气管通道模型的图示。
图4b为基于由导管施加的变形力而调整的图4a的模型的图示。
图5a示出支气管通道和导管的未变形模型的合成图像。
图5b-5d示出随着导管前进调整的支气管通道的模型的合成图像。
图6示出支气管通道和导管的变形模型的合成图像。
图7为示出用于基于导管的形状使支气管通道模型变形的方法的流程图。
图8为在呼气和吸气状态下的肺的支气管通道的模型的图示。
图9为示出使吸气和呼气状态的支气管通道的模型变形的方法的流程图。
图10包括根据该公开的另一个实施例的解剖通道的模型的图示。
图11为用于使图10的模型相配的直方图。
图12示出用于确定转换的点集。
具体实施方式
在本发明的实施例的下列具体实施方式中阐述许多具体细节，以便提供对公开的实施例的透彻理解。然而，对本领域中的技术人员显而易见的是，该公开的实施例可以在没有这些具体细节的情况下实践。在其他实例中，未详细描述众所周知的方法、程序、部件和电路，以便不会不必要地模糊该发明的实施例的各方面。
以下实施例将在各种器械和器械部分的三维空间下的状态方面对其进行描述。如在此所使用，术语“位置”涉及对象或对象的一部分在三维空间(例如，沿着笛卡尔X、Y、Z坐标的三个平移自由度)中的位置。如在此所使用，术语“取向”指的是对象或对象的一部分的旋转布置(三个旋转自由度——例如，滚动、俯仰和偏摆)。如在此所使用，术语“取向”指的是对象或对象的一部分在至少一个平移自由度中的位置，以及对象或对象的一部分在至少一个旋转自由度中的取向(多达六个总自由度)。如在此所使用，术语“形状”指的是沿着对象测量的一组姿态、位置或取向。
参考图中的图1，机器人手术***一般由参考标记100指示。如图1所示，机器人***100一般包括对患者P执行各种程序时操作手术器械104的手术操纵器组件102。组件102被安装到或靠近操作台O。主控组件106允许外科医生S查看手术部位并且控制操纵器组件102。
在可替代的实施例中，机器人***可以包括不止一个操纵器组件。除其他因素之外，操纵器组件的确切数量将取决于手术室内的手术程序和空间限制。
主控组件106可以位于外科医生的控制台C，该控制台C通常位于与操作台O同一个房间中。然而，应该清楚，外科医生S可以位于与患者P不同的房间中或完全不同的建筑中。主控组件106一般包括可选的支持物108和用于控制操纵器组件102的一个或多个控制设备112。控制设备112可以包括任何数量的各种输入设备，诸如操纵杆、跟踪球、手套、触发***、手动操作的控制器、语音识别设备等。在一些实施例中，(多个)控制设备112将具有与相关手术器械104一样的自由度，以提供给外科医生远程呈现，或(多个)控制设备112与器械104成为一体的感知，从而使得外科医生具有直接控制器械104的强烈感觉。在一些实施例中，控制设备112为可以六个自由度移动的手动输入设备，并且其也可以包括用于致动器械的致动手柄(例如，用于关闭抓取钳、应用电势到电极、输送药物处理等)。
可视化***110可以包括(在以下更详细描述的)可见范围组件，从而使得手术部位的并行/同步图像或实时图像被提供给外科医生控制台C。同步图像可以例如是由安置在手术部位内的内窥镜捕获的两维或三维图像。在该实施例中，可视化***100包括可整体耦连到或可移除地耦连到手术器械104的内窥镜部件。然而，在可替代的实施例中，附接到单独的操纵器组件的单独的内窥镜可以和手术器械一起使用，以对手术部位成像。可视化***110可以作为硬件、固件、软件或其组合实现，其与一个或多个计算机处理器交互，或由一个或多个计算机处理器另外执行，其中计算机处理器包括控制***116(以下描述)的处理器。
显示***111可以显示由可视化***110捕获的手术部位和手术器械的图像。显示器111和主控制设备112可以被取向从而使得在范围组件和手术器械中的成像设备的相对位置与外科医生的眼睛和手的相对位置类似，因此操作者能够犹如观察在基本真实存在的工作空间一样来操纵手术器械104和手动控制。通过真实的存在，就意味着图像的呈现是模拟物理操纵手术器械104的操作者的视角的真实透视图像。
可替代地或另外地，监控器111可以呈现使用成像技术的术前记录和/或建模的手术部位的图像，成像技术诸如计算机断层扫描(CT)、磁共振成像(MRI)、荧光镜检查、热敏成像、超声、光学相干断层扫描(OCT)、热成像、阻抗成像、激光成像或纳米管X射线成像。所呈现的术前图像可以包括二维图像、三维图像或四维图像。
在一些实施例中，监控器111可以显示虚拟导航图像，在该图像中手术器械的实际位置与术前图像或同步图像配准(即，动态参考)，以将手术器械尖端位置处的内部手术部位的虚拟图像呈现给外科医生S。手术器械尖端的图像或其他图形或字母数字指示符可以被叠加在虚拟图像上，以辅助外科医生控制手术器械。可替代地，手术器械在虚拟图像中不可见。
在其他实施例中，监控器111可以显示虚拟导航图像，在该图像中手术器械的实际位置与术前图像或同步图像配准，以从外部视角将在手术部位内的手术器械的虚拟图像呈现给外科医生S。手术器械的一部分的图像或其他图形或字母数字指示符可以被叠加在虚拟图像上，以辅助外科医生控制手术器械。
如图1所示，控制***116包括至少一个处理器，并且通常包括多个处理器，用于实现在手术操纵器组件102、主控组件106和图像与显示***110之间的控制。控制器***116也包括实施在此描述的一些方法或全部方法的软件编程指令。虽然控制***116在图1的简化视图中被示为单个方框，但该***可以包括若干数据处理电路(例如，在手术操纵器组件102上和/或在主控组件106上)，其中至少一部分处理可选地邻近输入设备执行，一部分邻近操纵器执行，等等。可以使用各种集中式数据处理架构或分步式数据处理架构中的任何一种。类似地，编程代码可以作为若干单独的程序或子程序实施，或可以集成到若干在此描述的机器人***的其他方面。在一个实施例中，控制***116可以支持无线通信协议，诸如蓝牙、IrDA、家庭射频、IEEE 802.11、DECT和无线遥测。
在一些实施例中，控制***116可以包括伺服控制器，以将来自手术器械104的力和转矩反馈提供给用手操作的控制设备112。可以使用任何适当的常规或专用伺服控制器。伺服控制器可以与操纵器组件102分离，或与操纵器组件102一体。在一些实施例中，伺服控制器和操纵器组件作为邻近患者身体安置的机器人臂车的一部分提供。伺服控制器传输指示操纵器组件移动器械的信号，其中器械经由身上的开口延伸到在患者体内的内部手术部位。
支持手术器械104的操纵器组件102中的每个可以包括一系列通常称为安装关节的手动可铰接联动装置以及机器人操纵器。机器人操纵器组件102可以由一系列致动器(例如，马达)驱动。这些马达响应于来自控制***116的命令主动移动机器人操纵器。马达进一步耦连到手术器械，以便将手术器械推进到自然解剖结构孔口或手术创建的解剖结构孔口，并且将手术器械的远端以多自由度移动，其中所述自由度可以包括三个直线运动自由度(例如，X，Y，Z直线运动)和三个旋转自由度(例如，滚动、俯仰和偏摆)。另外，马达可以用于致动器械的可铰接的末端执行器，用于抓取在活检设备等的钳口中的组织。
图2示出***械***118，其包括手术器械***104及其接口***。手术器械***104包括由接口122耦连到操纵器组件102和可视化***110的柔性器械120。器械120具有柔性主体124、在其远端128处的尖端126和在其近端130处的接口122。主体124容纳在接口122和尖端126之间延伸的缆线、联动装置或其他转向控制装置(未示出)，以便可控制地弯曲或转动尖端，例如由弯曲的尖端126的虚线版本所示的，并且在一些实施例中控制可选的末端执行器132。柔性器械可以是可转向的，包括前述的转向控制，或可以是不可转向的，其中没有用于器械弯曲的操作者控制的集成机构。末端执行器可以是对于医疗功能可操纵的工作远侧部分，例如，用于实现靶组织的预定处理。例如，一些末端执行器具有单个工作构件，诸如手术刀、刀片或电极。诸如在图2的实施例中所示的其他末端执行器具有一对或多个工作构件，诸如，例如镊子、抓紧器、剪刀或施夹器。电激活的末端执行器的示例包括电外科电极、换能器、传感器等。末端执行器也可以包括传送液体、气体或固体的管道，以执行，例如要求液体输送、附件导入、活检提取等的抽吸、吹气、冲洗处理。在其他实施例中，柔性主体124可以限定一个或多个腔，手术器械可以通过该腔在靶手术部位处部署和使用。
器械120也可以包括图像捕获元件134，该图像捕获元件134可以包括设置在远端128处的立体相机或单视场相机，用于捕获传输到可视化***110并且由可视化***110处理的图像，用于由显示***111显示。可替代地，图像捕获单元134可以是耦连到在器械120近端上的成像及处理***的相干光纤束，诸如光纤镜。图像捕获单元134可以是单光谱或多光谱，用于在可视光谱或红外/紫外光谱中捕获图像数据。
跟踪***135包括电磁(EM)传感器***136和形状传感器***138，用于沿着器械120确定远端128和一个或多个节段137的位置、取向、速度、姿态和/或形状。尽管图2仅描绘出一组示例节段137，但在远端128和近端130之间的并且包括尖端126的器械120的整体长度可以被有效地划分成节段。跟踪***135可以作为硬件、固件、软件或其组合实施，其可以与一个或多个计算机处理器交互，或由一个或多个计算机处理器另外执行，其中一个或多个计算机处理器可以包括控制***116的处理器。
EM传感器***136包括可经受外部生成的电磁场的一个或多个导电线圈。然后，EM传感器***136中的每个线圈产生感应的电信号，该电信号具有取决于线圈相对于外部生成的电磁场的位置和取向的特征。在一个实施例中，EM传感器***可以被配置和设置以测量六个自由度，例如，三个位置坐标X、Y、Z和指示基点的俯仰、偏摆和滚动的三个取向角。EM传感器***的进一步描述被提供在于1999年8月11日提交的美国专利号US6380732中，其公开“Six-Degree of Freedom Tracking System Having a Passive Transponder on theObject Being Tracked(在被跟踪的对象上具有被动式转发器的六自由度跟踪***)”，其全部内容通过引用而并入本文。
传感器***138包括与柔性主体124对准的光纤140(例如，在内部通道(未示出)内提供或外部安装)。跟踪***135被耦连到光纤140的近端。在该实施例中，光纤140具有约200μm的直径。在其他实施例中，该尺寸可以更大或更小。
光纤140形成光纤弯曲传感器，用于确定器械120的形状。在一个替代方式中，包括光纤光栅(FBG)的光纤用于提供在一个或多个维度下的结构中的应变测量。用于监测三维光纤的形状和相对位置的各种***和方法被描述在2005年7月13日提交的美国专利申请US11/180389中，其公开“Fiber optic position and shape sensing device and methodrelating thereto(光纤位置和形状感测设备及其相关方法)”；2004年6月16日提交的美国临时专利申请号US60/588336中，其公开“Fiber-optic shape and relative positionsensing(光纤形状和相对位置感测)”；以及1998年6月17日提交的美国专利US6389187中，其公开“Optical Fibre Bend Sensor(光纤弯曲传感器)”，以上文献的全部内容通过引用的方式并入本文。在其他的替代中，使用其他的应变感测技术的传感器可以是合适的，其他的应变感测技术诸如瑞利散射、拉曼散射、布里渊散射和荧光散射。在其他可替代的实施例中，器械120的形状可以通过使用其他技术来确定。例如，如果器械尖端姿态的历史以小于更新导航显示的周期或往复运动(吸入和呼出)的周期的时间间隔储存，则姿态历史记录可以用于在该时间间隔上重建设备的形状。作为另一个示例，针对沿着往复运动(诸如呼吸)的周期的器械的已知点，历史的姿态、位置或取向数据可以被储存。这个储存的数据可以用于开发关于器械的形状信息。可替代地，沿着器械安置的一系列位置传感器(诸如EM传感器)可以用于形状感测。可替代地，来自在程序期间在器械上的位置传感器(诸如EM传感器)的数据历史记录可以用于表示器械的形状，特别是如果解剖通道一般为静态。可替代地，具有外部磁场控制的位置或取向的无限设备可以用于形状感测。其位置的历史可以用于确定导航通道的形状。
在该实施例中，光纤140可以包括在单个包层146内的多个芯。每个芯可以是具有足够距离和将芯分开的包层的单模，从而使得在每个芯中的光与在其他芯中携带的光无显著的相互影响。在其他实施例中，芯的数量可以变化，或者每个芯可以包含在单独的光纤中。
在一些实施例中，FBG阵列在每个芯内都提供。每个FBG包括一系列芯折射率/折射指数的调制，以便生成在折射率/折射指数中的空间周期性。间隔可以被选择，以便来自每个指数变化的部分反射相干地添加波长的窄带，并且因此，当穿过更宽的频带时仅反射波长的该窄带。在FBG的制造期间，调制由已知的距离隔开，从而引起波长的已知频带的反射。然而，当在光纤芯上引起应变时，调制的间隔将根据芯中的应变的量而变化。可替代地，随着光纤的弯曲而变化的反向散射或其他光学现象能够用于确定每个芯内的应变。
因此，为测量应变，将光沿着光纤向下发送并且测量返回的光的特征。例如，FBG产生反射的波长，该波长为在光纤上的应变及其温度的函数。这种FBG技术可以从各种来源商购到，诸如英格兰Bracknell的Smart Fibres Ltd.。FBG技术在用于机器人手术的位置传感器中的使用被描述在2006年7月20日提交的美国专利US7930065中，公开了“RoboticSurgery System Including Position Sensors Using Fiber Bragg Gratings(包括使用光纤光栅的位置传感器的机器人手术***)”，其全部内容通过引用的方式并入本文。
当应用到多芯光纤时，光纤的弯曲引起芯上的应变，该应变可以通过监测每个芯中的波长位移测量。通过具有在光纤中偏轴设置的两个或多个芯，光纤的弯曲引起每个芯上的不同应变。这些应变是光纤的局部弯曲程度的函数。例如，如果包含FBG的芯的区域位于光纤弯曲的点，则该芯的区域可以用于确定在那些点处弯曲的量。与FBG区域的已知间隔结合的这些数据可以用于重建光纤的形状。弗吉尼亚州Blacksburg的Luna Innovations,Inc.已经描述了此类***。
如所描述的，光纤140用于监测器械120的至少一部分的形状。更具体地，穿过光纤140的光由跟踪***135处理，用于检测手术器械120的形状，并且用于利用该信息辅助手术程序。跟踪***135可以包括生成和检测用于确定器械120的形状的光的检测***。该信息又可用于确定其他相关的变量，诸如手术器械的一部分的速度和加速度。通过实时获得这些变量中的一个或多个的准确测量，控制器可以提高机器人手术***的准确性并且补偿在驱动部件部分中引入的误差。感测仅可被限制于由机器人***致动的自由度，或可应用到被动自由度(例如，在关节之间的刚性构件的未致动弯曲)和主动自由度(例如，器械的致动运动)两者。
来自跟踪***135的信息可以被发送到导航***142，在导航***142中，来自跟踪***135的信息与来自可视化***110和/或术前得到的图像结合，以在显示***111上给外科医生或其他操作者提供实时的位置信息，用于在器械120的控制中使用。控制***116可以利用位置信息作为安置器械120的反馈。使用光纤传感器配准并显示手术器械与手术图像的各种***被提供在2011年5月13日提交的美国专利申请US13/107562中，其公开了“Medical System Providing Dynamic Registration of a Model of an AnatomicalStructure for Image-Guided Surgery(提供用于图像引导手术的解剖结构模型的动态配准的医疗***)”，其全部内容通过引用的方式并入本文。
在图2的实施例中，器械104在机器人手术***100中远程操作。在可替代的实施例中，操纵器组件可以由直接操作者控制取代。在直接操作的替代中，可以包括各种手柄和操作者接口，用于器械的手持操作。
图3a描绘了合成图像150，其包括从肺的外部视角的人肺152的图像151，图像151与柔性器械诸如柔性器械120的器械图像154配准。肺152的图像151可以从术前记录的图像中生成，或者可以在手术程序期间同步生成。合成图像150可以经由显示***111显示。当器械120被推进通过肺152的支气管通道156时，来自跟踪***135和/或可视化***110的信息用来将器械图像154与肺图像151配准。肺152的图像151可以改变，例如，以描绘在吸气或呼气状态下的肺。器械图像154可以改变以描绘器械120通过支气管通道156的推进或收回。偶尔，合成图像150可能错误地融合器械图像154，从而使得器械图像154'的一部分在支气管通道的外面。以下描述了用于校正器械图像的***和方法，使得器械位于支气管通道内。
图3b为从器械120的视角描绘肺区域的人肺152的内部图像160。图像160可以是当器械120位于所描绘的肺152的部分中时，由器械120在手术程序期间获得的同步图像。更具体地，该图像可以由可视化***110捕获。可替代地，如由跟踪***135所确定的，图像160可以是基于器械120尖端的位置选择的术前记录的图像。
包括EM传感器***136和形状传感器***138的跟踪***135通常可以计算器械尖端126或者器械120在解剖通道外部的一个或多个节段137的位置。这可能指示出微小的测量误差(假设解剖通道的壁还未被破坏)。此类误差可以由诸如肺或心脏的某些解剖结构的动态性质造成。例如，吸入和呼出改变肺的支气管通道的位置和大小。可替代地，该误差可以由患者移动或手术器械在解剖通道内的存在而导致的组织变形造成。为了在器械的图像和患者解剖结构的图像共同配准和显示时校正器械的位置并且将器械的一个或多个点准确定位在通道内，器械的选择点可以对齐(snapped)或者图形化配准到在解剖通道的壁上的位置，或者图形化配准到解剖通道的内腔。如将在下面详细描述的，各种补偿方法可以用于校正患者解剖结构的模型，以在记录术前图像之后为内部和外部变形力、患者运动或在患者解剖结构中的其他变化作出调整。在解剖结构的组织上的内部变形力可以由例如在吸气和呼气的呼吸状态之间的运动、心脏运动和咳嗽产生。在解剖结构的组织上的外部变形力可以由例如器械***和操纵产生。患者解剖结构的校正模型允许生成器械相对于解剖通道的更准确的合成图像。
校正模型在患者的解剖通道内部的虚拟导航的情况下特别有用。虚拟导航基于参考术前取得的与通道的三维解剖结构相关的数据集。例如，该数据集可以通过术前CT扫描取得。软件用来将CT图像转换成描述通道的各种位置和形状及其连通性的三维模型。在虚拟导航程序期间，传感器***特别是EM传感器***可以用于计算器械相对于患者解剖结构的近似位置。通常作出患者解剖结构的所有部分均相对于彼此固定的假设。在这种假设下，来自在患者解剖结构内部的器械的尖端位置的虚拟视图可以从术前CT扫描数据集中计算。如前所述，由于施加到患者解剖结构的各种变形力，所以患者解剖结构保持固定的假设一般无效。为补偿由传感器***引入的移动或其他误差，可以从到通道内部的器械尖端的感测位置最近的点中产生虚拟视图，而不是从器械尖端的计算位置中产生虚拟视图。将器械的感测位置调整到在通道的壁内或在通道的壁上的调整后的位置被称为对齐(snapping)。当通道完全分开而不是紧密压紧(packed)时，对齐可以起到特别好的作用。当变形力大并且通道密集时，单独对齐可能导致气道的不正确的选择，其中器械位于该气道中。
图4a为肺的支气管通道202的未变形模型200的图示。导管204延伸到支气管通道202中。导管204可以与器械120基本类似。模型200可以显示在显示***上或以未显示的形式贮存于计算机存储器中。如图所示，导管204对支气管通道202施加变形力F。图4b示出在模型160上的变形力F的效果。导管204的变形力使支气管通道202移动角度θ。变形后的模型206示出导管164的力对支气管通道202的位置和取向的作用。
图5a示出支气管通道的分岔结构的未变形模型300与延伸通过通道的导管302的合成图像。对于未变形的模型300，在合成图像中，导管302的尖端304呈现为位于支气管通道L5内而不是在通道L4中。
如在图5a中所示，支气管通道被建模为由关节连接的一组刚性连杆(link)L1-L10，其中该关节可以围绕诸如连接点C的变形点在俯仰和偏摆两个方向上旋转。在一些实施例中，可以供应其他的自由度，诸如拉伸和滚动。在其他实施例中，关节或其他类型的变形点可以沿着连杆L1-L10的长度定位，以允许多个位置沿着连杆的长度弯曲。
为使模型300变形并且校正由导管施加的力，在支气管通道上的整个导管的形状被确定。诸如形状传感器***138的形状传感器***可以用来确定整个导管的形状，而不仅是尖端的形状。导管的形状用来确定在未变形模型中的每个连接点C处的一组变形变量(例如，俯仰和偏摆角度)。用于将连接点的模拟俯仰和偏摆角度转换到在支气管结构中的连杆的姿态的方法是标准的运动学方法，例如在Siciliano等人的Springer Handbook ofRobotics(Springer,2008)中找到的。支气管通道的变形量由在未变形模型中的通道外部的导管的点引起的虚拟力确定。这些力有效地用来在导管的方向上拉动通道。变形的量也由反作用力确定，诸如支气管通道和周围***的刚度，其中反作用力使通道朝向未变形的形状和配置偏置。
图5b-5d描绘了分岔支气管通道的未变形模型300，并且也示出当导管302被推进通过通道时的分岔解剖通道的变形模型310。在图5b中，导管302被推进通过连杆L1并且进入连杆L2。变形模型310从未变形模型300稍微转移，从而为连杆L1、L2上的导管302的直接力做调整，并且为连接的末端连杆L3-L10上的间接力做调整。在未变形模型300和变形模型310两者中，尖端304被描绘成在连杆L2内，但是尖端304在连杆L2内的确切位置在两个模型之间不同。在图5c中，导管304被推进通过连杆L2并且进入连杆L3。变形模型310进一步从未变形模型300转移，从而为连杆L1、连杆L2、连杆L3上的导管302的直接力做调整，并且为连接的末端连杆L4-L10上的间接力做调整。尖端304在未变形模型300中被描绘成在连杆L3的外部，但是在变形模型310中被描绘成在连杆L3内。因此，变形模型310更准确地反映了尖端304在支气管通道内部的真实性。在图5d中，导管302被推进到连杆L4内。变形模型310进一步从未变形模型300转移，从而为连杆L1、连杆L2、连杆L3、连杆L4上的导管302的直接力做调整，并且为连接的末端连杆L5-L10上的间接力做调整。尖端304在未变形模型300中被描绘在连杆L5中，而在变形模型310中被描绘在连杆L4内部。因此，变形模型310更准确反映了尖端304的实际位置。在图6中描绘了最终的变形模型310。
图7的流程图400提供了用于将未变形模型校正到调整后模型或变形模型的方法的一个实施例。该模型可以从描述患者解剖结构的储存数据中生成，例如，从术前图像中生成，从描述患者解剖结构的二维或三维数据集中生成，从标准(例如，非患者特定的模型)中生成，或者从以上的任何一个的混合中生成。最初，变形模型等于具有全部变形变量(例如，俯仰/偏摆角度，拉伸)设置为零的静态未变形模型。在步骤402，使用传感器***的一个或多个传感器取得手术器械的导管或其他类型的感测设备的当前形状。在步骤404，相对于变形模型沿着成型导管的取样点被匹配以用于最佳拟合。在补偿周期的初始重复期间，变形模型等于静态模型。更详细地，在一个示例实施例中，该最佳拟合匹配技术可以包括：a)寻找最靠近导管尖端的N个连杆L；b)对于N个连杆L中的每个连杆，计算连杆的唯一子集，其中该连杆子集形成从该连杆到支气管结构底部的路径；c)对于N个子集中的每个，计算在支气管通道上到沿导管形状的取样点中的每个点最近的点；d)根据取样点到在支气管通道中的相应最近点的距离计算N个选项中的每个选项的距离分数；并且基于最小的组合距离分数从N个选项中选择最佳选项。
在步骤406处，计算选择的最佳拟合的一组变形力。对于沿着导管形状的取样点中的每个，力被限定为在点的位置和在支气管通道上的最近的点的位置之间的向量。可选地，可以计算一组恢复力，该恢复力对应于使支气管通道朝向其初始形状偏置的力。这些恢复力被限定在变形的支气管通道连杆上的取样点和在未变形的连杆上的对应点之间。还是可选地，可以计算一组维持力，该维持力对应于使局部形状朝向未变形局部形状偏置的力。这些维持力可以被限定为例如在每对连接的连杆之间起作用的关节扭矩，其中关节扭矩在该连接处具有与变形角度大小相等方向相反的扭矩。在支气管通道的分岔结构上作用的总的力集合被计算为变形力和恢复力集合的加权和。加权因子可以由用户确定，或者可以如下方式设置，即导致最逼真的行为的方式，例如，基于解剖结构的测量力学/机械性能。在多维诊断图像(例如，三维CT或四维CT)中，也可以预估计组织的弹塑性，其中多维诊断图像也可能包括用于弹性校准强度的真实患者图像数据库。由于CT成像模式捕获相对的组织密度，所以可预计算在图像强度和组织部位的弹性性能之间的映射。在运行时间期间，可以计算在已知大小和方向的力下的组织变形，以反映物理上更加准确的组织行为。
在步骤408，通过以与关节处的总施加扭矩成比例的量来调整支气管通道连杆之间的每个关节，而计算支气管通道的新的变形模型。
在步骤410，生成变形模型和导管的合成图像，以准确描绘导管在支气管通道的分岔结构内的位置。此外，随着导管的尖端在变形模型中配准到正确的连杆，正确的虚拟导航视图可以从术前储存的图像中恢复。该过程可以从步骤402重复，直到导管在支气管结构内到达其期望目标。
在另一个实施例中，分岔的支气管结构的非静态性质可以在支气管结构的吸气模型和呼气模型中示出，其中吸气模型对应于支气管结构的吸入状态，呼出模型对应于支气管结构的呼出状态。参考图8，当通道在吸气和呼气状态之间调整时，已经基于传感器***调整的导管的姿态、位置或取向可以进一步被精确或扭曲(warped)到支气管通道的形状，反之亦然。图8描绘了吸气模型405和呼气模型452。导管454最初基于传感器***定位，但是当支气管通道在吸气和呼气状态之间移动时，导管454被调整以保持在支气管通道的图像内。图9为描述基于吸气和呼气状态调整导管的方法的流程图460。在步骤462，获取导管的当前形状。在步骤464，将导管形状匹配到在吸气状态下的支气管通道的形状。在步骤466，将导管形状匹配到在呼气状态下的支气管通道的形状。在支气管通道和导管的合成图像中，对于每个呼气和吸气状态，导管的图像均维持在支气管通道内。该过程可以被重复，直到导管在支气管结构内达到其期望目标。在可替代的实施例中，该过程可以用于校正位于任何移动的解剖结构中的任何器械的图像，并且具体为在已知状态之间重复交替的解剖结构，诸如心脏或肺。例如，移动的解剖结构可以是在心动周期的心脏舒张期和心脏收缩期之间交替的心脏。
在可替代的实施例中，器械或解剖通道可以通过使用三维形状直方图来建模，以执行相似搜索。例如，可以开发度量标准以测量在两个三维曲线之间的相似性。参考图10，曲线500对应于通过参考解剖结构的测量的设备路径，并且曲线502对应于实际的解剖通道。对于在这些曲线上的每个点Pi，可以定义以下参数：a)局部梯度，b)局部曲率，c)关于端点连接器的径向角度位移，d)关于端点连接器的径向距离，e)关于第三参考轴线504的径向角度/位移。如图11所示，直方图505可以由以上参数中的每个创建。将该直方图直接匹配，以创建用于每个曲线相似性的度量标准。
在另一个实施例中，使用度量标准将任意形状的点集对齐到另一个点集，以测量匹配的数量。参考图12，提供了两个点集PT和PS。从PS开始，计算相似性测量∣SS→T∣。相似性测量是在距参考点的距离上建立索引的一维直方图。在参考点处的正切向量的值关于参考向量被储存。优化器被用来优化在变换上的自由度，以在PS和PT之间的瞬间最大化相似性测量。
用于将柔性器械的至少一部分的图像配准到解剖***图像的可替代的***和方法被公开在披露了“使用减小的搜索空间的医疗设备配准的***和方法(Systems andMethods for Registration of a Medical Device Using a Reduced Search Space)”的美国专利申请(参考编号ISRG04290)和披露了“使用快速姿态搜索的医疗设备配准的***和方法(Systems and Methods for Registration of a Medical Device Using RapidPose Search)”的美国专利申请(参考编号ISRG03740)中，以上两个专利的全部内容通过引用的方式并入本文。通过引用的***和方法被并入的方面可以与以上公开的***和方法一起使用，以提供将柔性器械的至少一部分的图像与解剖***的图像准确配准的可替代的方法。
尽管本文已经关于远程操作手术***或手动操作手术***描述了配准***和方法，但这些配准***和方法将在各种医疗器械或非医疗器械中获得应用，否则在医疗器械或非医疗器械中准确的器械图像配准就太耗费时间或者计算机处理太密集。
尽管本公开的***和方法已经示出用于在肺的连接支气管通道中使用，但在包括结肠、肠、肾脏、大脑、心脏、循环***等的各种解剖***中的任何一个中经由自然的连接通道或手术创建的连接通道，它们也适合于其他组织的导航和处理。本公开的方法和实施例也适合于非手术应用。
在该发明的实施例中的一个或多个元件可以以软件实施，以在诸如控制***116的计算机***的处理器上执行。当以软件实施时，该发明的实施例的元件本质上为执行必要任务的代码段。程序或代码段可以被存储在处理器可读存储介质或设备中，该程序或代码段已经通过计算机数据信号的方式被下载，其中计算机数据信号体现为在传输介质或通信链路上的载波。处理器可读存储设备可以包括能够储存包括光介质、半导体介质和磁介质信息的任何介质。处理器可读存储设备示例包括电子电路、半导体设备、半导体存储器设备、只读存储器(ROM)、闪存、可擦除可编程只读存储器(EPROM)；软磁盘、CD-ROM、光盘、硬盘或其他存储设备。代码段可以经由诸如互联网、内联网等的计算机网络下载。
注意，所提出的过程和显示不可与任何特定的计算机或其他装置内在地相关。依照本文的教导，各种通用的***可以与程序一起使用，或其可以证明便于构建更专用的装置，以执行所描述的操作。用于各种这些***的所需结构在权利要求中将表现为元件。此外，该发明的实施例未参考任何特定的编程语言描述。应该清楚，如在本文所述的，各种编程语言均可以用于实施该发明的教导。
虽然已经描述并且在附图中示出了本发明的某些示例性实施例，但应该明白，此类实施例仅为说明的目的而非限制广泛的发明，并且由于本领域的技术人员可以想到各种其他的修改，所以本发明的实施例并非限于示出和描述的构造和布置。

Claims (18)

1.一种用于估计解剖结构的变形的方法，其包括：
从描述患者解剖结构的存储的解剖数据集中生成至少一个解剖通道的第一模型；
从传感器***确定安置在分岔的解剖通道内的设备的形状，其中所述解剖数据集在所述设备安置在所述解剖通道内之前被存储；以及
通过相对于所述设备的确定形状变形所述第一模型，生成多个分岔的解剖通道的第二模型。
2.根据权利要求1所述的方法，其中确定所述设备的形状包括接收来自所述传感器***的光纤形状传感器的信息。
3.根据权利要求1所述的方法，其中确定所述设备的形状包括接收来自所述传感器***的电磁传感器的信息。
4.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括将沿着所述设备的所述形状的点的取样拟合到所述第一模型。
5.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括计算一组变形力，并且其中生成第二模型进一步包括响应于所述一组变形力调整所述第一模型。
6.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括计算一组恢复力，并且其中生成第二模型进一步包括响应于所述一组恢复力调整所述第一模型。
7.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括计算一组维持力，并且其中生成第二模型进一步包括响应于所述一组维持力调整所述第一模型。
8.根据权利要求1所述的方法，其进一步包括创建一组变形力、恢复力和维持力的加权和，并且其中生成所述第二模型的步骤包括以所述加权和来调整所述第一模型。
9.根据权利要求1所述的方法，其中生成第二模型的步骤包括以描绘的解剖通道之间的关节处的总施加扭矩所确定的量来调整在所述描绘的解剖通道之间的所述关节。
10.一种医疗***，其包括：
包括形状传感器的柔性设备；
储存描述患者解剖结构的解剖数据的存储器；以及
处理器，其被配置用于
从描述所述患者解剖结构的存储的解剖数据中生成多个分岔的解剖通道的第一模型；
接收来自所述形状传感器的信息，以确定安置在所述分岔的解剖通道内的所述设备的形状，其中所述解剖数据在所述柔性设备安置在所述分岔的解剖通道中之前被存储；以及
通过相对于所述设备的形状变形所述第一模型，生成多个分岔的解剖通道的第二模型。
11.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述形状传感器包括光纤形状传感器。
12.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述形状传感器包括电磁传感器。
13.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述处理器被进一步配置用于将沿着所述设备的所述形状的点的取样拟合到所述第一模型。
14.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述处理器被进一步配置用于计算一组变形力，并且其中生成第二模型进一步包括响应于所述一组变形力调整所述第一模型。
15.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述处理器被进一步配置用于计算一组恢复力，并且其中生成第二模型进一步包括响应于所述一组恢复力调整所述第一模型。
16.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述处理器被进一步配置用于计算一组维持力，并且其中生成第二模型进一步包括响应于所述一组维持力调整所述第一模型。
17.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述处理器被进一步配置用于创建一组变形力、恢复力和维持力的加权和，并且其中生成所述第二模型的步骤包括以所述加权和来调整所述第一模型。
18.根据权利要求10所述的医疗***，其中所述处理器被进一步配置成通过以描绘的解剖通道之间的关节处的总施加扭矩所确定的量来调整在所述描绘的解剖通道之间的所述关节，生成所述第二模型。
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