手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法
【專利摘要】一種手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，至少包括如下步驟：獲取CT圖像并重建獲得血管模型；獲取手術(shù)器械模型，并根據(jù)所述血管模型自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型；所述手術(shù)器械模型根據(jù)施加的控制信號(hào)，在所述血管模型中進(jìn)行運(yùn)動(dòng)；及對(duì)所述手術(shù)器械模型上的節(jié)點(diǎn)及所述血管模型的血管壁進(jìn)行碰撞檢測，并獲得所述手術(shù)器械模型碰撞后的平衡位置。本發(fā)明提供的手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法具有真實(shí)性好、速度快。準(zhǔn)確度高及魯棒性好，滿足了使用要求。
【專利說明】手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0001]本發(fā)明涉及醫(yī)學(xué)領(lǐng)域，尤其涉及一種基于介入手術(shù)的手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法。
【背景技術(shù)】
[0002]介入手術(shù)是指在不開刀暴露病灶的情況下，在人體原有的管道或在血管、皮膚上作毫米級(jí)的微小通道，在成像設(shè)備，如血管造影機(jī)、透視機(jī)、計(jì)算機(jī)斷層掃描(ComputedTomography, CT)、磁共振(Magnetic Resonance,MR)、B 超(B-mode ultrasonography)的引導(dǎo)下對(duì)病灶局部進(jìn)行治療的方法。該方法以其創(chuàng)傷小、簡便、安全有效、并發(fā)癥少和住院時(shí)間短等特點(diǎn)，已成為如腫瘤、心血管病等疾病的重要治療手段。傳統(tǒng)的介入手術(shù)訓(xùn)練方式主要有實(shí)際病人手術(shù)中的操作訓(xùn)練、動(dòng)物實(shí)驗(yàn)操作訓(xùn)練以及血管模型操作訓(xùn)練等方法，這些方法存在著風(fēng)險(xiǎn)大、花費(fèi)高或?qū)W習(xí)周期長等缺點(diǎn)，而且對(duì)操作者的實(shí)際手術(shù)經(jīng)驗(yàn)、手眼協(xié)調(diào)能力等有非常高的要求。
[0003]借助于計(jì)算機(jī)技術(shù)進(jìn)行模擬介入手術(shù)中的操作過程為介入手術(shù)訓(xùn)練提供了一種常用的解決方案。由于在介入手術(shù)中，操作者主要通過暴露在血管外部的導(dǎo)管/導(dǎo)絲等手術(shù)器械進(jìn)行操作，因此，模擬介入手術(shù)訓(xùn)練的一個(gè)難點(diǎn)是導(dǎo)管/導(dǎo)絲等手術(shù)器械的運(yùn)動(dòng)模擬操作?，F(xiàn)有的導(dǎo)管/導(dǎo)絲等手術(shù)器械的運(yùn)動(dòng)模擬方法主要有以下兩種:
[0004](1)基于有限元的模擬方法:具體為，將導(dǎo)管/導(dǎo)絲定義成一系列光滑連接的弧形曲線，該導(dǎo)管/導(dǎo)絲 根據(jù)血管的形狀動(dòng)態(tài)地插入、刪除、融合以及分裂，然后根據(jù)有限元方法計(jì)算各段曲線在彈力作用下的形變，這種方法無法準(zhǔn)確模擬大型非線性物體的形變。此外，即使將導(dǎo)管/導(dǎo)絲定義成相互連接的具有非完整約束的可形變樣條，采用一種增量有限元模型來模擬導(dǎo)管/導(dǎo)絲的形變。這種增量模型同樣會(huì)將誤差進(jìn)行積累，因而不能達(dá)到所需的精度要求。
[0005](2)基于多體動(dòng)力學(xué)的方法:具體為，將導(dǎo)絲離散成多段長度相等的不可壓縮的輕桿，融合了更加復(fù)雜的彈性勢能模型，提高了真實(shí)度。但是，其方法計(jì)算量大，其速度不能夠滿足模擬的實(shí)時(shí)性要求。此外，將導(dǎo)絲定義成彈簧質(zhì)點(diǎn)模型，定義了多種復(fù)雜的力，將導(dǎo)管/導(dǎo)絲限制在血管內(nèi)部，這種方法也在一定程度上犧牲了精度。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0006]針對(duì)上述問題，本發(fā)明的目的在于提供一種手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，其能夠?qū)崿F(xiàn)真實(shí)性高、速度快、精確度高及魯棒性好的導(dǎo)管/導(dǎo)絲等手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬操作，滿足了使用要求。
[0007]為了解決上述技術(shù)問題，本發(fā)明提供了一種手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，其至少包括如下步驟:
[0008]獲取CT圖像并重建獲得血管模型；
[0009]獲取手術(shù)器械模型，并根據(jù)所述血管模型自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型；
[0010]所述手術(shù)器械模型根據(jù)施加的控制信號(hào)，在所述血管模型中進(jìn)行運(yùn)動(dòng)；及[0011]對(duì)所述手術(shù)器械模型上的節(jié)點(diǎn)及所述血管模型的血管壁進(jìn)行碰撞檢測，并獲得所述手術(shù)器械模型碰撞后的平衡位置。
[0012]其中，所述手術(shù)器械為導(dǎo)絲或?qū)Ч堋?br> [0013]其中，所述獲取CT圖像并重建獲得血管模型包括:
[0014]利用掃描設(shè)備對(duì)血管進(jìn)行斷層掃描，以獲取所述血管的CT圖像；
[0015]對(duì)所述CT圖像進(jìn)行切片重組、差值以及三維重建處理；及
[0016]對(duì)三維重建后的圖像進(jìn)行平滑、去雜、分離以及面片合并處理，獲得血管模型。
[0017]其中，所述手術(shù)器械模型包括若干等長、沒有質(zhì)量且不可彎曲、拉伸以及壓縮的桿，相鄰的兩個(gè)桿之間通過一節(jié)點(diǎn)連接，所述手術(shù)器械模型的質(zhì)量分布在所述節(jié)點(diǎn)上且所述桿繞所述節(jié)點(diǎn)轉(zhuǎn)動(dòng)。
[0018]其中，所述自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型包括:
[0019]遍歷所述 血管模型，計(jì)算所述手術(shù)器械模型在所述血管模型中各點(diǎn)的離散系數(shù)；
[0020]對(duì)所述手術(shù)器械模型進(jìn)行初始離散化；以及
[0021]根據(jù)所述血管模型中各點(diǎn)的離散系數(shù)，自適應(yīng)調(diào)整所述手術(shù)器械模型的離散程度。
[0022]其中，在所述獲取手術(shù)器械模型，并根據(jù)所述血管模型自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型之后還包括:
[0023]將所述血管模型載入到介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中，并進(jìn)行三維繪制。
[0024]其中，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)包括傳感器，所述傳感器捕捉操作者的動(dòng)作并將其轉(zhuǎn)換為相應(yīng)的控制信號(hào)，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)對(duì)所述控制信號(hào)進(jìn)行縮放處理后施加到所述手術(shù)器械模式上，以控制所述手術(shù)器械模型的運(yùn)動(dòng)。
[0025]其中，所述控制信號(hào)包括平移信號(hào)及旋轉(zhuǎn)信號(hào)。
[0026]其中，在所述手術(shù)器械模型的節(jié)點(diǎn)上設(shè)置一包圍球，所述碰撞檢測為所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與組成血管模型的所述面片之間的碰撞。
[0027]其中，所述碰撞檢測包括:
[0028]根據(jù)所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與組成所述血管壁的面片之間的碰撞，計(jì)算施加在發(fā)生碰撞的節(jié)點(diǎn)上的彈力；
[0029]計(jì)算所述手術(shù)器械模型與所述血管壁組成的物理系統(tǒng)的總彈性勢能；以及
[0030]利用基于力反饋的彈力修正方法修正所述節(jié)點(diǎn)在每次計(jì)算中受到的彈力，求得該物理系統(tǒng)總彈性勢能達(dá)到極小值時(shí)各節(jié)點(diǎn)的位移。
[0031]本發(fā)明實(shí)施例提供的手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，通過自適應(yīng)離散的方法獲得所述手術(shù)器械模型，使得所述手術(shù)器械模型在所述血管模型內(nèi)運(yùn)動(dòng)時(shí)，兼顧了模擬的精度和速度兩方面的要求，此外，在求解基于多體動(dòng)力學(xué)和能量轉(zhuǎn)換方程的迭代計(jì)算過程中，引入了基于力反饋的彈力修正方法，通過提供適當(dāng)?shù)姆答佅禂?shù)n去修正彈力，大大節(jié)省了每次迭代所需要的時(shí)間，有效地加快迭代的收斂速度。本發(fā)明實(shí)施例提供的手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，具有精確高、模擬速度快、魯棒好等優(yōu)點(diǎn)，能夠在介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中實(shí)現(xiàn)真實(shí)性高、實(shí)時(shí)性好的訓(xùn)練效果，提高了代入感強(qiáng)，滿足使用要求。
【專利附圖】

【附圖說明】[0032]為了更清楚地說明本發(fā)明的技術(shù)方案，下面將對(duì)實(shí)施方式中所需要使用的附圖作簡單地介紹，顯而易見地，下面描述中的附圖僅僅是本發(fā)明的一些實(shí)施方式，對(duì)于本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來講，在不付出創(chuàng)造性勞動(dòng)的前提下，還可以根據(jù)這些附圖獲得其他的附圖。
[0033]圖1是本發(fā)明實(shí)施例提供的手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法的流程圖。
[0034]圖2是本發(fā)明實(shí)施例提供的手術(shù)器械模型的結(jié)構(gòu)示意圖。
[0035]圖3(a)至圖3(d)是通過固定離散度獲得的手術(shù)器械模型與通過自適應(yīng)離散獲得的手術(shù)器械模型在介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中的運(yùn)動(dòng)對(duì)比圖。
[0036]圖4是手術(shù)器械模型在彈力作用下的位置移動(dòng)示意圖。
[0037]圖5(a)是手術(shù)器械模型的局部坐標(biāo)系的示意圖。
[0038]圖5(b)是手術(shù)器械模型的的二維表示示意圖。
[0039]圖6是在不同循環(huán)中基于力反饋的修正算法下物理系統(tǒng)總彈力與迭代次數(shù)的關(guān)系圖。
[0040]圖7是在不同的反饋系數(shù)作用下物理系統(tǒng)總彈力與迭代次數(shù)的關(guān)系圖。
[0041]圖8 (a)至圖8 (h)是實(shí)際的手術(shù)器械在實(shí)物血管模型和手術(shù)器械模型在血管模型的運(yùn)動(dòng)及形變對(duì)比圖。
【具體實(shí)施方式】
[0042]下面將結(jié)合本發(fā)明實(shí)施例中的附圖，對(duì)本發(fā)明實(shí)施例中的技術(shù)方案進(jìn)行清楚、完整地描述，顯然，所描述的實(shí)施例僅僅是本發(fā)明一部分實(shí)施例，而不是全部的實(shí)施例?；诒景l(fā)明中的實(shí)施例，本領(lǐng)域普通技術(shù)人員在沒有做出創(chuàng)造性勞動(dòng)前提下所獲得的所有其他實(shí)施例，都屬于本發(fā)明保護(hù)的范圍。
[0043]請(qǐng)參閱圖1，本發(fā)明實(shí)施例提供一種手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，用于在介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中模擬導(dǎo)管/導(dǎo)絲等手術(shù)器械模型在血管內(nèi)的運(yùn)動(dòng)及形變過程，其至少包括如下步驟。
[0044]S101，獲取CT圖像并重建獲得血管模型。
[0045]在本發(fā)明的實(shí)施例中，所使用的血管模型需根據(jù)所述血管的實(shí)際空間分布等情況進(jìn)行個(gè)體化設(shè)計(jì)及處理，其包括如下步驟:
[0046]首先，利用掃描設(shè)備對(duì)所述血管進(jìn)行斷層掃描，以獲取所述血管的CT圖像；
[0047]具體為，利用血管造影機(jī)、透視機(jī)、CT機(jī)、磁共振機(jī)或其他掃描設(shè)備對(duì)所述血管進(jìn)行斷層掃描，以獲取所述血管的CT圖像，所述CT圖像包括血管的空間位置、大小、幾何形狀以及其與周圍其他組織之間的相互關(guān)系；
[0048]然后，對(duì)所述CT圖像進(jìn)行切片重組、差值以及三維重建等處理；
[0049]在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述CT圖像被傳輸?shù)揭惶幚砥餮b置上，該處理器裝置根據(jù)該CT圖像分割出血管的組織斷層信息，讀取所述CT圖像并對(duì)所述CT圖像進(jìn)行切片重組、
差值以及三維重建等處理；
[0050]最后，對(duì)三維重建后的圖像進(jìn)行平滑、去雜、分離以及面片合并處理，獲得血管模型。
[0051]在本 發(fā)明的實(shí)施例中，由于所述CT斷層掃描的精度限制，三維重建后的圖像結(jié)果里往往會(huì)出現(xiàn)部分血管粘連、交叉或者血管壁不平滑等現(xiàn)象。此外，重建得到的圖像結(jié)果通常利用數(shù)量較多的面片來表示光滑的曲面(如血管壁)，而大數(shù)量的面片在三維渲染以及后續(xù)的模擬過程中將對(duì)處理器裝置產(chǎn)生較大的負(fù)擔(dān)。因此，上述三維重建后的圖像還需要進(jìn)行相應(yīng)處理，以解決上述問題。具體為，在本發(fā)明的實(shí)施例中，處理器裝置通過相應(yīng)的軟件對(duì)上述三維重建后的圖像進(jìn)行平滑、去雜、分離以及面片合并等處理，以得到高清晰、高精度及高分辨率的血管模型的，所述血管模型為三維幾何模型，其可利用渲染等技術(shù)顯示到一顯示屏上。由于經(jīng)過了面片合并處理，處理器裝置在后續(xù)處理所述血管模型時(shí)，可縮短處理所需的時(shí)間，滿足模擬的實(shí)時(shí)性需求。
[0052]S10 2,獲取手術(shù)器械模型，并根據(jù)所述血管模型自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型。
[0053]請(qǐng)一并參閱圖2，在本發(fā)明的實(shí)施例中，處理器裝置采用離散化的方法對(duì)手術(shù)器械進(jìn)行建模，以獲得手術(shù)器械模型10，其中，所述手術(shù)器械可為導(dǎo)絲或?qū)Ч?。具體為，處理器裝置將所述手術(shù)器械模型10離散成一系列等長、沒有質(zhì)量且不可彎曲、拉伸以及壓縮的桿，相鄰的兩個(gè)桿之間通過一節(jié)點(diǎn)連接，所述手術(shù)器械模型的質(zhì)量分布到所述節(jié)點(diǎn)上且所述桿可繞所述節(jié)點(diǎn)轉(zhuǎn)動(dòng)，所述手術(shù)器械模型的各種材料屬性，如彈性模量、半徑等都被離散地分布到各個(gè)節(jié)點(diǎn)上。由于實(shí)際手術(shù)中所使用的手術(shù)器械的頭部通常會(huì)帶有彎曲，以起到在血管內(nèi)導(dǎo)引和選擇路徑的作用，因此，對(duì)于所述手術(shù)器械模型10，處理器裝置通過設(shè)定相鄰的桿之間的偏移角來表示所述手術(shù)器械頭部的彎曲。如圖2所示，離散后得到的手術(shù)器械模型10具有主體部12及頭部14，該手術(shù)器械模型10包括節(jié)點(diǎn)Χ(ι，Χι...Χη及位于節(jié)點(diǎn)之間的桿其中，η為所述節(jié)點(diǎn)的數(shù)量，其可用來表示所述手術(shù)器械模型10的離散程度，相鄰節(jié)點(diǎn)之間的桿\可表示如下:
[0054]= X^1-Xi, i^l (I)
[0055]圖2中的表示所述手術(shù)器械模型10位于頭部14的桿、與ti+1之間的偏移角。
[0056]對(duì)于一連續(xù)曲線，在進(jìn)行離散時(shí)，離散度越高，即桿越短，相鄰的桿之間的偏移角越小，則離散后的曲線越光滑，視覺效果也越接近原連續(xù)曲線。但是，離散程度的增高則意味著有更多的節(jié)點(diǎn)位置需要計(jì)算。由于所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中所使用的血管模型通常極其復(fù)雜，比如所述手術(shù)器械模型10從內(nèi)徑較大，曲率較小的股動(dòng)脈進(jìn)入所述血管之后，再到達(dá)內(nèi)徑較小、曲率較高的病灶血管分支的過程中,所經(jīng)過的血管的內(nèi)部結(jié)構(gòu)變化極大。如果將所述手術(shù)器械模型10進(jìn)行低程度的離散化(即離散程度η較小)，那么該手術(shù)器械模型10在通過所述股動(dòng)脈等內(nèi)徑較大的動(dòng)脈時(shí)可以快速且光滑平穩(wěn)地通過，但是在到達(dá)內(nèi)徑較小，曲率較高的血管分支處時(shí)，所述手術(shù)器械模型10往往會(huì)出現(xiàn)畸變，甚至穿出所述血管的現(xiàn)象。而如果將所述手術(shù)器械模型10進(jìn)行高度離散化(即離散程度η較大)，那么所述手術(shù)器械模型10可以穩(wěn)定地通過內(nèi)徑小、曲率高的血管分支，并且獲得較好的視覺效果，但高度離散化將增加處理器裝置的計(jì)算量，從而需要付出更多的計(jì)算時(shí)間。
[0057]在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述手術(shù)器械模型10根據(jù)所述血管模型的內(nèi)徑和曲率的動(dòng)態(tài)變化進(jìn)行自適應(yīng)離散，以同時(shí)兼顧視覺效果及處理器裝置的處理量，其包括如下步驟:
[0058]首先，遍歷所述血管模型，計(jì)算所述手術(shù)器械模型在所述血管模型中各點(diǎn)的離散系數(shù)nd。
[0059]具體為，對(duì)于所述血管模型，所述手術(shù)器械模型10的離散系數(shù)可通過如下公式定義:[0060]
Ud(rc+0.5dv)^/2(l-cos⑵
[0061]其中，％表示所述手術(shù)器械模型10的離散系數(shù)，nd為正時(shí)，其值越大表示該點(diǎn)的血管內(nèi)徑越小，曲率越大。nd為負(fù)時(shí)，其值越小表示該點(diǎn)的血管內(nèi)徑越大，曲率越小。r。表示所述血管模型中血管的曲率半徑，dv表示所述血管模型中血管的內(nèi)徑，科《表示相鄰的桿
所允許的最大偏移角，I；.表示所述桿的平均長度。處理器裝置讀取并遍歷所述血管模型，
并根據(jù)所述血管模型的曲率半徑r。、血管內(nèi)徑<、相鄰的桿所允許的最大偏移角及桿的
平均長度I；計(jì)算出所述血管模型內(nèi)各點(diǎn)的離散系數(shù)nd，并在所述離散系數(shù)nd不為零的位置
設(shè)置觸發(fā)點(diǎn)。
[0062]然后，對(duì)所述手術(shù)器械模型進(jìn)行初始離散化。
[0063]處理器裝置根據(jù)所述手術(shù)器械模型10進(jìn)入的所述血管模型的情況，選擇一個(gè)初始的離散程度。由于所述手術(shù)器械模型10通常從內(nèi)徑較大、曲率較小的位置進(jìn)入所述血管模型，因而在初始離散時(shí)，可以選擇較小的離散程度，以提高處理速度。
[0064]最后，根據(jù)所述離散系數(shù)nd，自適應(yīng)調(diào)整所述手術(shù)器械模型在所述血管模型內(nèi)的離散程度。
[0065]具體為，設(shè)定所述手術(shù)器械模型10的初始離散程度為n，當(dāng)所述手術(shù)器械模型10在所述血管模型中運(yùn)動(dòng)并碰到所述觸發(fā)點(diǎn)時(shí)，根據(jù)所述觸發(fā)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的離散系數(shù)nd進(jìn)行自適應(yīng)離散。如果所述觸發(fā)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的離散系數(shù)nd為正，則所述手術(shù)器械模型10進(jìn)行再分裂，一根桿分裂為2&個(gè)，即此時(shí)所述手術(shù)器械模型10的離散度轉(zhuǎn)換為η * 2~，從而所述手術(shù)器械模型10可以穩(wěn)定地通過內(nèi)徑小、曲率高的血管分支，并且獲得較好的視覺效果；如果所述觸發(fā)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的離散系數(shù)nd為負(fù)，則所述手術(shù)器械模型10的個(gè)桿合并成一個(gè)，即此時(shí)所述手術(shù)器械模型10的離散度轉(zhuǎn)換為λ/2Ι~Ι，從而所述手術(shù)器械模型10可以快速且光滑平穩(wěn)地通過內(nèi)徑較大、曲率較小的血管，加快了處理速度。
[0066]請(qǐng)一并參閱圖3，圖3為本發(fā)明實(shí)施例提供的通過自適應(yīng)離散獲得的手術(shù)器械模型10與通過固定離散度獲得的手術(shù)器械模型20在介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中的效果對(duì)比圖。如圖3(a)和3(c)所示，在運(yùn)動(dòng)模擬過程中，采用固定離散度的手術(shù)器械模型20在遇到曲率較大、內(nèi)徑較小的血管模型分支不能正常發(fā)生形變彎曲，甚至?xí)霈F(xiàn)穿刺現(xiàn)象的發(fā)生。相比之下，如圖3(b)和3(d)所示，本發(fā)明實(shí)施例提供的通過自適應(yīng)離散的手術(shù)器械模型10在經(jīng)過這些血管模型分支時(shí)動(dòng)態(tài)離散成長度更短的桿，能夠平滑穩(wěn)定地通過這些曲率較大，內(nèi)徑較小的血管模型段。
[0067]S103，將所述血管模型載入到介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中，并進(jìn)行三維繪制。
[0068]在本發(fā)明的實(shí)施例中，處理器裝置讀取上述加入了觸發(fā)點(diǎn)的血管模型并將所述血管模型載入到所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中。在載入過程中，處理器裝置讀取所述血管模型文件，并對(duì)其數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)進(jìn)行重組及三維繪制，轉(zhuǎn)化成所需的數(shù)據(jù)結(jié)構(gòu)形式，再對(duì)該模型的數(shù)據(jù)進(jìn)行去冗余、計(jì)算面法 向量以及點(diǎn)法向量等處理，以增加所述血管模型的幾何信息。
[0069]S104，所述手術(shù)器械模型根據(jù)施加的控制信號(hào)，在所述血管模型中進(jìn)行運(yùn)動(dòng)。[0070]具體為，在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)包括定時(shí)器及傳感器，所述傳感器捕捉操作者對(duì)手術(shù)器械的操作動(dòng)作并將其轉(zhuǎn)換為相應(yīng)的控制信號(hào)，如平移信號(hào)或旋轉(zhuǎn)信號(hào)，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)對(duì)所述控制信號(hào)經(jīng)過一定的縮放處理之后，并將相應(yīng)的控制信號(hào)施加到所述手術(shù)器械模型10，以控制該手術(shù)器械模型10在所述血管模型中的運(yùn)動(dòng)。具體為，所述定時(shí)器預(yù)設(shè)一周期，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)每經(jīng)過一個(gè)周期接收一次控制信號(hào)，當(dāng)所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)接收到的控制信號(hào)為平移信號(hào)時(shí)，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)將該平移信號(hào)分成若干個(gè)小的平移信號(hào)。對(duì)于每個(gè)小的平移信號(hào)，所述手術(shù)器械模型10上的每個(gè)節(jié)點(diǎn)向后平移一個(gè)桿的長度，即假設(shè)平移之前，第i個(gè)節(jié)點(diǎn)的位置為Xi，那么平移之后，第i個(gè)節(jié)點(diǎn)的位置為X, i，即X, i = xi+1，此時(shí)該第i個(gè)節(jié)點(diǎn)移動(dòng)之前的位置被其上一個(gè)節(jié)點(diǎn)，即節(jié)點(diǎn)Xp1所占據(jù)。對(duì)于所述手術(shù)器械模型10的頭部14上的節(jié)點(diǎn)，則對(duì)其施加一個(gè)統(tǒng)一的位移量，所述位移量即為所述手術(shù)器械模型10的主體部12與頭部14相接處的第一根桿所表示的向量，如圖2中的桿t3所表示的向量。
[0071]在本發(fā)明的實(shí)施例中，當(dāng)所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)接收到的控制信號(hào)為旋轉(zhuǎn)信號(hào)時(shí)，則對(duì)所述手術(shù)器械模型10進(jìn)行相應(yīng)地旋轉(zhuǎn)控制。具體為，所述手術(shù)器械模型10的扭轉(zhuǎn)常數(shù)與其彈性模量和直徑的四次方成正比。由于所用的手術(shù)器械模型10的半徑非常小，因而可以假設(shè)所述手術(shù)器械模型10受到的扭矩?zé)o限大，所述旋轉(zhuǎn)信號(hào)所輸入的旋轉(zhuǎn)角度無損地施加到所述手術(shù)器械模型10上。所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)對(duì)所述手術(shù)器械模型10上的點(diǎn)進(jìn)行如下的處理:假設(shè)所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)接收到的所述旋轉(zhuǎn)信號(hào)大小為α，X。為所述手術(shù)器械模型10全部節(jié)點(diǎn)中與所述血管壁發(fā)生碰撞的第一個(gè)節(jié)點(diǎn)，所述節(jié)點(diǎn)X。連接的兩個(gè)桿為t。和億+1。對(duì)于從X。到Xtl之間的節(jié)點(diǎn)，全部以桿t。為旋轉(zhuǎn)軸施加大小為α的旋轉(zhuǎn)角度。
[0072]在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述手術(shù)器械模型10在經(jīng)過位移或旋轉(zhuǎn)后的新位置可能與血管模型中設(shè)置 的觸發(fā)點(diǎn)相接觸或碰撞。因此，需要考慮所述手術(shù)器械模型10與所述觸發(fā)點(diǎn)的碰撞問題。所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)對(duì)所述手術(shù)器械模型10上的各節(jié)點(diǎn)和所述血管模型上的各觸發(fā)點(diǎn)設(shè)置適當(dāng)半徑的包圍球，所述包圍球用以判斷所述節(jié)點(diǎn)與所述觸發(fā)點(diǎn)是否發(fā)生碰撞，具體為，如果所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與所述觸發(fā)點(diǎn)的包圍球發(fā)生碰撞(即兩個(gè)包圍球之間發(fā)生重疊)，則所述手術(shù)器械模型10根據(jù)此處的觸發(fā)點(diǎn)對(duì)應(yīng)的離散系數(shù)nd，進(jìn)行相應(yīng)地離散或者合并。如果所述觸發(fā)點(diǎn)觸發(fā)離散(nd>0)，那么所述手術(shù)器械模型10的每一個(gè)桿分裂成個(gè)桿，并且將原來每個(gè)節(jié)點(diǎn)上的所述手術(shù)器械模型10的材料和幾何屬性線性地插值到新產(chǎn)生的節(jié)點(diǎn)上。如果所述觸發(fā)點(diǎn)觸發(fā)合并(nd〈0)，那么所述手術(shù)器械模型10上相鄰的!21~1個(gè)桿合并成一個(gè)，其節(jié)點(diǎn)的材料和幾何屬性也進(jìn)行相應(yīng)的合并。
[0073]S105，對(duì)所述手術(shù)器械模型上的節(jié)點(diǎn)及所述血管模型的血管壁進(jìn)行碰撞檢測，并獲得所述手術(shù)器械模型碰撞后的平衡位置。
[0074]在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述手術(shù)器械模型10的位置在運(yùn)動(dòng)之后將發(fā)生變化，其與所述血管模型的血管壁的相對(duì)位置也會(huì)發(fā)生相應(yīng)的變化。所述手術(shù)器械模型10的新位置可能與所述血管壁發(fā)生碰撞，甚至穿出所述血管壁，因此所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)需要對(duì)所有節(jié)點(diǎn)與所述血管壁進(jìn)行碰撞檢測，其至少包括如下步驟:
[0075]首先，根據(jù)所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與組成所述血管壁的面片之間的碰撞，計(jì)算施加在發(fā)生碰撞的節(jié)點(diǎn)上的彈力。[0076]在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述節(jié)點(diǎn)與所述血管壁之間的碰撞的實(shí)質(zhì)即為所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與組成所述血管壁的面片之間的碰撞，由于所述血管壁屬于彈性材料，根據(jù)胡克定律，當(dāng)所述血管壁發(fā)生形變時(shí)，其產(chǎn)生的彈力Fvessel可假設(shè)為:
[0077]Fvessel = kd (3)
[0078]其中，k為所述血管壁的彈性系數(shù)，d為所述血管壁的形變量。在碰撞檢測過程中，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)除了需要檢測某個(gè)節(jié)點(diǎn)是否與所述血管壁發(fā)生碰撞，還要得到發(fā)生碰撞的節(jié)點(diǎn)所受到的血管壁的彈力，根據(jù)上述公式，即所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)需要求得所述血管壁的形變量，其中，所述形變量可用所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與所述面片相交部分的長度來近似表示。所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)在對(duì)所述手術(shù)器械模型上的所有節(jié)點(diǎn)和血管壁進(jìn)行碰撞檢測之后，在發(fā)生碰撞的節(jié)點(diǎn)上施加相應(yīng)大小的彈力，所述彈力的方向垂直于發(fā)生碰撞的面片并且指向血管的內(nèi)部。
[0079]然后，計(jì)算所述手術(shù)器械模型與所述血管壁組成的物理系統(tǒng)的總彈性勢能。
[0080]請(qǐng)一并參閱圖4，在本發(fā)明的實(shí)施例中，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)將所述手術(shù)器械模型10與所述血管壁看成一個(gè)小的物理系統(tǒng)，所述手術(shù)器械模型10與所述血管壁發(fā)生形變并產(chǎn)生彈性勢能，且所述手術(shù)器械模型10與所述血管壁的彈性勢能相互交換，最終達(dá)到穩(wěn)定狀態(tài)，即此時(shí)整個(gè)物理系統(tǒng)的總彈性勢能最小。因此，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)只需求得所述手術(shù)器械模型10在每次移動(dòng)之后的平衡位置，即可求得使該物理系統(tǒng)的彈性勢能達(dá)到最小值時(shí)所述手術(shù)器械模型10的位置。假設(shè)所述物理系統(tǒng)的總勢能Etotal定義如下:[_1] Etotal = Eg+Ev (4)
[0082]其中，Eg表示所述手術(shù)器械模型10的彈性勢能，Ev表示所述血管壁的彈性勢能。所述手術(shù)器械模型10的彈性勢能可以用相鄰桿之間的偏移角來度量:
[0083]
【權(quán)利要求】
1.一種手術(shù)器械運(yùn)動(dòng)模擬方法，其特征在于，至少包括如下步驟: 獲取CT圖像并重建獲得血管模型； 獲取手術(shù)器械模型，并根據(jù)所述血管模型自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型； 所述手術(shù)器械模型根據(jù)施加的控制信號(hào)，在所述血管模型中進(jìn)行運(yùn)動(dòng)；及對(duì)所述手術(shù)器械模型上的節(jié)點(diǎn)及所述血管模型的血管壁進(jìn)行碰撞檢測，并獲得所述手術(shù)器械模型碰撞后的平衡位置。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述手術(shù)器械為導(dǎo)絲或?qū)Ч堋?br> 3.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述獲取CT圖像并重建獲得血管模型包括: 利用掃描設(shè)備對(duì)血管進(jìn)行斷層掃描，以獲取所述血管的CT圖像； 對(duì)所述CT圖像進(jìn)行切片重組、差值以及三維重建處理；及 對(duì)三維重建后的圖像進(jìn)行平滑、去雜、分離以及面片合并處理，獲得血管模型。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，所述手術(shù)器械模型包括若干等長、沒有質(zhì)量且不可彎曲、拉伸以及壓縮的桿，相鄰的兩個(gè)桿之間通過一節(jié)點(diǎn)連接，所述手術(shù)器械模型的質(zhì)量分布在所述節(jié)點(diǎn)上 且所述桿繞所述節(jié)點(diǎn)轉(zhuǎn)動(dòng)。
5.根據(jù)權(quán)利要求4所述的方法，其特征在于，所述自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型包括: 遍歷所述血管模型，計(jì)算所述手術(shù)器械模型在所述血管模型中各點(diǎn)的離散系數(shù)； 對(duì)所述手術(shù)器械模型進(jìn)行初始離散化；以及 根據(jù)所述血管模型中各點(diǎn)的離散系數(shù)，自適應(yīng)調(diào)整所述手術(shù)器械模型的離散程度。
6.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其特征在于，在所述獲取手術(shù)器械模型，并根據(jù)所述血管模型自適應(yīng)離散所述手術(shù)器械模型之后還包括: 將所述血管模型載入到介入手術(shù)模擬系統(tǒng)中，并進(jìn)行三維繪制。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其特征在于，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)包括傳感器，所述傳感器捕捉操作者的動(dòng)作并將其轉(zhuǎn)換為相應(yīng)的控制信號(hào)，所述介入手術(shù)模擬系統(tǒng)對(duì)所述控制信號(hào)進(jìn)行縮放處理后施加到所述手術(shù)器械模式上，以控制所述手術(shù)器械模型的運(yùn)動(dòng)。
8.根據(jù)權(quán)利要求7所述的方法，其特征在于，所述控制信號(hào)包括平移信號(hào)及旋轉(zhuǎn)信號(hào)。
9.根據(jù)權(quán)利要求3所述的方法，其特征在于，在所述手術(shù)器械模型的節(jié)點(diǎn)上設(shè)置一包圍球，所述碰撞檢測為所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與組成血管模型的所述面片之間的碰撞。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其特征在于，碰撞檢測包括: 根據(jù)所述節(jié)點(diǎn)的包圍球與組成所述血管壁的面片之間的碰撞，計(jì)算施加在發(fā)生碰撞的節(jié)點(diǎn)上的彈力； 計(jì)算所述手術(shù)器械模型與所述血管壁組成的物理系統(tǒng)的總彈性勢能；以及利用基于力反饋的彈力修正方法修正所述節(jié)點(diǎn)在每次計(jì)算中受到的彈力，求得該物理系統(tǒng)總彈性勢能達(dá)到極小值時(shí)各節(jié)點(diǎn)的位移。
【文檔編號(hào)】A61B19/00GK103961179SQ201410140075
【公開日】2014年8月6日 申請(qǐng)日期:2014年4月9日 優(yōu)先權(quán)日:2014年4月9日
【發(fā)明者】吳劍煌, 王浩宇, 馬炘 申請(qǐng)人:深圳先進(jìn)技術(shù)研究院