专利名称：用于雷达辅助的导管导向和控制的系统与方法
技术领域：
本发明涉及一种系统和技术，用于在使用雷达系统来确定患者体 内导管位置的同时，导向引导和推进患者体内的、例如导管和导管类 设备的侵入性医疗设备。
背景技术：
通常，通过将侵入性设备插入切口或身体开口来执行导管插入术。例如导线(guidewire)和球囊的辅助工具经常沿导管进入要执行医疗 过程的区域。这些过程依赖于通过推动、旋转或操纵保留在人体外部 的近端，手动地推进侵入性设备的远端。实时X射线成像是一种用于 在该过程期间确定侵入性设备的远端的普通方法。继续操纵，直到远 端到达要执行诊断或治疗过程的目的区域为止。该技术要求外科医生/ 操作者部分的较高技术。只有在延长的培训阶段和较长实践之后才能 达到这种技术。还要求较高的手工灵巧性。由于将导管推进人体内的希望位置所涉及的困难，许多诊断的和 治疗过程经常釆用导线。导线首先被推进入心脏或血管，并且用作针 对具体导管的跟踪和导向。例如，该技术用于将争管推进左心室，并且当研究主动脉縮窄时，该技术尤其重要。横穿变窄的瓣膜孔对于操 作者是一个挑战。类似地，经常将导线处理进入阻塞的冠状动脉和横 穿阻碍的斑。在导线上推进载有例如球囊、激光器、.stent的治疗导管， 并且将其放在斑(plaque)的位置。然后，通过向球囊充气、操作激光 束或放置stent来打开变窄的位置。有时，动脉是扭曲的和严重变窄的， 并且该斑是不规则、硬化的，或者甚至完全阻塞了动脉。在这些情况 下，在变窄的位置之外的导线放置是非常困难和多次不成功的。因此，存在对于一种装置和方法的充分和不满的需要，该装置和 方法用于导向、引导、推进和定位侵入性设备的位置，并且用于准确 地控制它们的位置；用于提供三维成像；并且用于最小化地使用X射 线或其它电离型的辐射。发明内容本发明通过提供一种比现有技术系统需要更少培训和更少技术的 磁导管导向和控制装置，解决了这些和其它问题。在一个实施例中， 雷达系统用于确定身体内的导管的远端，因此，最小化或消除了例如X射线的电离辐射的使用。可选地，导管导向系统可以与x射线系统(或其它成像系统)结合使用，以向操作者提供额外的图像。此外，在磁 导管导向系统中使用的磁系统还可以用于定位导管末梢，以向操作者 和控制系统提供位置反馈。在一个实施例中，磁场源用于产生充足强 度和方向的磁场，从而将磁响应导管末梢沿希望的方向移动希望的量。 一个实滩例包括一种导管以及一种导向和控制装置，可以准确并 相对轻松地允许外科医生/操作者将导管末梢放入患者体内。导管导向 和控制装置可以将导管末梢保持在正确位置。 一个实施例包括一种导 管以及一种导向和控制装置，可以引导导管的远端通过动脉，并且强 制地将其推进通过斑或者其它障碍。 一个实施例包括一种导管导向和控制装置，显示导管末梢位置，显著减小暴露于患者和工作人员的x射线。 一个实施例包括一种更直观和更易于使用的导管导向和控制装 置，显示导管末梢的三维位置，在导管末梢施加力，从而按希望拖拉、 推动、转动或保持该末梢，并且能够产生该末梢具有可调整的频率和 幅度的振动或脉动的移动，从而帮助推进该末梢通过斑或其它障碍。 一个实施例在操作者控制处提供触觉反馈，以指示该末梢遇到了障碍。在一个实施例中，导管导向控制和成像(GCI)系统通过使用雷达 系统来定位该导管的远端，允许外科医生推进、准确地定位导管，并 且查看导管的三维位置。在一个实施例中，雷达数据可以与X射线图像相结合，从而产生一个包括雷达和X射线数据的合成显示。在一个 实施例中，雷达系统包括合成孔径雷达(SAR)。在一个实施例中，雷达系统包括超宽带雷达。在一个实施例中，雷达系统包括脉冲雷达。在一个实施例中，该装置包括被称作"虚拟末梢"的用户输入设 备，除了作为实际或物理的导管末梢推进患者体内的表示，它还具有 与导管末梢的位置关系。虛拟末梢包括类似于操纵杆的物理配件，其 可以由外科医生/操作者来操纵，并且还被设计成如果实际的末梢遇到 障碍，则沿适当的一个或多个轴向外科医生传递触觉反馈。换句话说， 虚拟末梢包括操纵杆类型的设备，其允许外科医生引导实际的导管末 梢通过患者身体。当实际的导管末梢遇到障碍时，虚拟末梢向外科医 生提供触觉反馈，以指示障碍的出现。在一个实施例中，物理导管末梢(导管的远端)包括响应患者身 体外部所产生的磁场的永磁体。外部磁场将该末梢拖拉、推动、转动 或保持在希望的位置。本领域的普通技术人员将认识到，永磁体可以 被电磁体代替或增强。在一个实施例中，物理导管末梢(导管的远端)包括永磁体和两 个压电回路，或者半导体聚合物回路，以允许雷达系统检测从该回路 发出的共振信号的二次谐波。在一个实施例中，GCI装置通过采用具有六个自由度(6-DOF)的 传感器而使用一种图像同步技术，以便能够形成参考的立体定向框架 (stereo tactic frame )。在一个实施例中，GCI装置的电磁电路设备包括使用铁磁物质(例 如铁酸盐物质)的C臂几何结构，从而提高磁电路的效率。在一个实施例中，GCI装置使用数字变换来计算要提供给各个电 磁体以用于控制磁场的电流，所述磁场用于以有效方式推动、拖拉和 旋转导管末梢。在一个实施例中，GCI装置包括UWB脉冲雷达和6-DOF传感器， 被配置成检测导管末梢和移动身体器官并同步它们的移动。在一个实施例中，通过机动化(motorized)机构来转向GCI装置， 以使电磁极被移动到减小了推进、拖拉和旋转导管末梢所需的功率的 位置和方向。在一个实施例中，GCI装置用于在电生理学(EP)过程期间执行心脏起搏器的植入。在一个实施例中，关于导管末梢和一个或多个参照标志(fiduciary marker), GCI装置使用雷达或其它传感器来测量、报告和识别在体内 的移动器官(例如，心脏、肺等)的位置，从而提供导向控制和成像 来补偿器官的移动，从而简化外科医生通过身体操纵争管的任务。在一个实施例中，通过调节应用在患者身体外部的磁力，操作者 控制向控制导管末梢位置的饲服系统提供位置和方向命令输入。经由 包括雷达系统和6-DOF传感器的传感装置完成实际的末梢位置和方向 的测量。该测量用于向饲服系统和操作者接口提供反馈。在一个实施 例中，词服系统具有校正输入，其补偿例如心脏的身体部件或器官的 动态位置，从而抵消响应，使得实际的末梢与跳动的心脏实质上一致 地移动。在一个实施例中，导管导向系统的操作如下i)操作者调整虚拟 末梢的物理位置，ii)对虚拟末梢位置的改变进行编码，并与来自雷达 系统和6-DOF传感器的数据一起提供给控制系统，iii)控制系统产生 发送给饲服系统控制装置的饲服系统命令，iv)饲服系统控制装置操作 饲服机构，从而通过改变电磁簇的距离和角度、并且激发电磁体从而 引起在患者体内的实际磁导管末梢的位置改变，来调整一个或多个电 磁簇的位置，v)然后，由雷达系统感应实际导管末梢的新位置，并且 由6-DOF传感器感应多个参照标志的位置，从而能够进行由荧光检查 检查和/或其它成像形式所产生的图像上导管位置的同步和叠加，以及 vi)向饲服系统控制装置和操作者接口提供反馈，并且相对于患者体内 结构，更新所显示的实际导管末梢位置图像。操作者可以进行虚拟导管末梢位置的进一步调整，并重复步骤ii到 vi的序列。在一个实施例中，当实际导管末梢在其路径遇到障碍或阻 碍时，来自饲服系统控制装置的反馈生成命令逻辑。该命令逻辑用于 控制步进电动机，步进电动机与虚拟导管末梢物理地相连。步进电动 机用于沿适当的方向产生可以由操作者感觉到的阻碍，并且因此提供 给用户触觉反馈。
参考附图来描述本发明的各个特征。图1是用于外科系统的高层系统方框图，其包括操作者接口、导 管导向系统、外科设备(例如，要引导的导管)、成像和同步过程以及 患者。图1A是用于在GCI外科过程中使用的成像模块的方框图，包括 导管导向系统、雷达系统、6-DOF传感器和转向运动机构。图2是示出了电磁体的极性配置的正交示意图。图2A示出了形成具有C臂的磁电路的、类似簇的龟磁体排列中的 极性配置。图2B是线圈、臂和桌子、雷达和6-DOF传感器的几何布局的表示。图2C是用于驱动电磁线圈的系统的方框图。图2D是形成GCI系统的矢量的矩阵表示。图2E是GCI系统中的特征矩阵的表示。图2F是以上图2E所示的逆特征矩阵的表示。图2G是在GCI系统中使用的特征矩阵与其逆矩阵的乘积的表示。图2H是图2G的逻辑流图。图2I表示磁簇、雷达系统和光学传感器的前视图。 图2J是表示磁簇、雷达系统、光学传感器、C臂和手术台的侧视图。图2K示出了雷达系统、6-DOF传感器和C臂上的转向的移动机构。图2L示出了导管末梢的实际位置(AP)和希望的位置(DP)的 "C"曲线表示。图3是雷达相控阵雷达模块及其相关联的用于测量导管位置的电 子装置的方框图。图3A描述了在识别导管末梢位置和方向中的雷达系统的使用。 图3B示出了在参照标志领域中定位导管。图4是6-DOF传感器及其相关联的电子装置的方框图，用于测量参照标志的位置和图像捕获的同步。图5示出了 GCI装置与cineoangiographic设备一起使用。图5A表示如何使用参照标志和6-DOF来同步荧光检查图像和来自雷达数据的导管的合成图像。图5B示出了在执行心脏起搏器电极植入的同时，在5A中标出的装置的使用。图6和6A是用于在CGCI装置中使用的导管配件和导向配件的透 视图。图6B是配合磁末梢和两个压电回路的导管的表示。图7是包括雷达系统和6-DOF传感器的GCI系统的计算和逻辑流的图形表示。图8是CGCI装置中的信号流的功能性方框图。图9表示与双平面二重X射线系统所产生的立体图像相结合的导管导向系统的使用。图10表示6-DOF传感器的一个实施例。图11是表示虚拟末梢用户输入设备的能力的透视图。
具体实施方式
通常，通过将侵入式设备插入切口或身体开口来执行导管插入术。 经常通过或基于主要导管推进例如导线和球囊的辅助工具，将其推进 到执行医疗过程的区域。这些过程依赖于通过推动、旋转或操纵保留 在人体外部的远端，直到远端到达要执行诊断或治疗过程的目的区域 为止。图1是针对外科系统1500的系统方框图，该外科系统包括操作者 接口 500、导管导向和成像(CGI)系统503、外科设备502 (例如， 导管末梢377等)、 一个或多个用户输入设备900以及患者390。用户 输入设备900可以包括一个或多个操纵杆、鼠标、键盘、虚拟末梢405 和允许外科医生提供命令输入来控制导管末梢377的移动和方向的其 它设备。GCI系统503包括控制器501和成像与同步模块701。该图示 出了各个功能单元与操作者接口 500、辅助设备502和患者390之间的整体关系。在一个实施例中，GCI系统控制器501计算导管的远端的 实际末梢(AT)位置，如在与图7相关的文字中进一步所述。使用来 自虚拟末梢(VT) 405的数据和成像与同步模块701， GCI系统控制器 501确定位置误差，所述位置误差是实际末梢位置(AP)和希望末梢 位置(DP)之间的差。在一个实施例中，控制器501控制电磁体沿所 选择的方向移动导管末梢，以使位置误差最小。在一个实施例中，GCI 系统501通过向VT405提供力反馈来向操作者提供触觉反馈，如结合 图7和图ll所述。图1A是针对外科系统800的系统的方框图，所述系统表示了 GCI 系统503的一个实施例。系统800包括控制器501、雷达系统950、位 置传感器960、以及(可选的)转向移动机构970。在一个实施例中， 传感器960包括如图IO所述的六个自由度(6-D0F)的传感器。雷达 系统950可以被配置为超宽带雷达、脉冲雷达、连续波(CW)雷达、 调频CW (FM-CW)雷达、脉冲多普勒雷达等。在一个实施例中，雷 达系统950包括相控阵雷达。在一个实施例中，雷达系统950使用合 成孔径雷达(SAR)处理来产生雷达图像。在一个实施例中，雷达系 统950包括超宽带雷达，例如，在美国专利No.5,774，091中所述，在 此将其作为整体一并参考。在一个实施例中，雷达950被配置为雷达 距离探测器以识别导管末梢的位置。6-D0F传感器960被配置成定位 位于患者上的参考标志(参照标志)。例如，关于参考标志的位置的数 据可以用于图像获取同步。机动化的转向和移动控制机构970允许电 磁体相对于患者390移动，如图2K所述。使用雷达来识别导管末梢的位置与使用荧光检查、超声波、霍耳 效应传感器、磁致伸縮传感器或SQUID相比更具有优点。雷达可以提 供准确的动态位置定义，其提供实时、高分辨率、高逼真度信号。雷 达与强磁场相兼容。距离测量的自我校准可以基于飞行时间或多普勒 处理。在忽略例如胸腔、骨架等"硬"表面的同时，雷达进一步提供 了导管位置的测量，因为它们不干扰测量或妨碍测量的准确性。另外， 器官的移动和位移(在心脏舒张和心脏收缩期间，肺部扩张和胸腔位 移以及心脏输出)不需要雷达信号的调整或校正。由于高于1GHz的雷达发射可以与釆样频率50Hz或更高一起使用，而心脏移动和导管动态 出现在0.1Hz到2Hz，可以在出现移动时使用雷达。雷达的使用减少了对于通常与昂贵的方式相关联的复杂图像获取 技术的需要，这些昂贵的方式例如荧光检査、超声波、霍耳效应传感 器、磁致伸縮技术或SQUID，它们要求计算密集的处理，以便解释图 示，并将其缩减为坐标数据集。通过使用雷达易于使移动中的导管末 梢和器官的位置数据同步可用。此外，可以与相控阵或合成孔径处理 一起使用的雷达得到位于体内的导管的详细图像和身体的结构。在一 个实施例中，雷达系统包括信号具有高分辨率扫描距离波门的超宽带 (UWB)雷达。在一个实施例中，差分采样接收机用于有效地消除由 发射天线的邻近在接收机中引入的振铃和其它偏差。如X射线系统， 雷达系统可以检测位于例如骨架的障碍之后对象的障碍的出现。由于 衰减变化，可以检测和辨别具有不同介电常数的不同物质的出现，例 如脂肪组织、肌肉组织、水等。在检测出现在心脏内腔的其它导管的 空间位置的词时，雷达的输出可以与例如用于电生理学(EP)研究的 多个导管的相似单元进行相关。雷达系统可以使用相控阵天线和/或 SAR，从而产生身体结构、导管末梢和器官的3D合成雷达图像通过使用6-DOF传感器960，可以确定患者相对于CGI系统(包括 雷达系统950)的位置，从而定位多个参照标志。此外，在一个实施例 中，来自传感器960的数据用于相对于成像系统来定位身体，以使来自雷达的导管位置数据可以与由成像系统所产生的图像叠加(合成)。 雷达和6-D0F传感器相对于立体定向框架(stereotactic frame)准确定 位导管末梢的能力，允许由转向系统970移动CGCI电磁体簇，从而优 化磁极相对于患者的位置，并且从而减小操纵导管末梢所需的功率。图2、 2A和2B示出了在GCI装置503中使用的电磁体的极性配 置，具有以花状结构或簇配置的六个线圈901-906。线圈901-903被配 置作为安装在C臂391顶部的簇920，并且线圈904-卯6被配置作为 安装在C臂391底部的簇930。形成上部簇920的三个线圈901、卯2 和903，彼此进一步相对移动120度，底部的三个线圈卯4、 905和906 也是一样。此外，如C臂391底部的簇930向上倾斜，C臂391顶部13的簇920的线圈还以15到20度的角度向下倾斜一些，如图2B所示。 C臂391支持配件被配置成闭合簇920和簇930之间的磁场电路。C 臂顶部的簇920相对于底部的簇旋转60度的角度。在簇920和簇930 之间设有操作台389。在图2B中，顺时针计数，将C臂391顶部的线圈标记为901、 902 和903，并且底部线圈标记为904、 905和906,沿计数器顺时针方向 计数。线圈卯l和903作为一对工作，并且被指定为线圈的X轴对， 线圈902和904作为另一对工作，并且被指定为线圈的Y轴对，以及 线圈卯5和906作为第三对工作，并且被指定为线圈的Z轴对(在该 排列中，X、 Y和Z线圈轴不正交)。如图2、2A和2B中所示的簇排列向医生提供了对患者相对自由的 访问，而Z轴电磁体905和906不阻碍可用的访问空间。图9表示使 用双平面回路的可选实施例。图2和图9的实施例用于适应成像技术， 例如X射线、CAT扫描、PET扫描、超声波等。图9中所示的配置允 许通过使用具有双X射线源的双平面结构来使用立体图像。图2、 2A 和2B提供了与计算机断层X射线照相系统和/或成像系统相兼容的几 何形状。图9中所示的配置和图2、 2A和2B中所示的配置为安装操作 接口设备500、外科医疗设备502和GCI装置501的部件提供了有利 条件。图2C是用于线圈901-906的驱动系统的方框图。控制器530计算 提供给X轴运算放大器911的希望X轴驱动信号。X轴运算放大器的 输出被提供给电流放大器910。电流放大器910将电流提供给串联驱动 线圈901和903。可选地，可以并联(未示出)驱动线圈901、 903。 控制器530计算提供给Y轴运算放大器913的希望Y轴驱动信号。将 Y轴运算放大器的输出提供给电流放大器912。电流放大器912将电流 提供给串联驱动线圈902和904。可选地，可以并联(未示出)驱动线 圈902、 904。控制器530计算提供给Z轴运算放大器915的希望Z轴 驱动信号。将Z轴运算放大器的输出提供给电流放大器914。电流放大 器914将电流提供给串联驱动线圈905和906。可选地，可以并联(未 示出)驱动线圈905、 906。电源899向放大器910-915提供功率。用于三个通道X、 Y和Z的信号可以被表示为如图2D所示的矢量 V 923，具有三个分量Vjx、 Vjy和Vjz。操作者使用例如虚拟末梢的用 户输入设备900来命令沿一个或多个轴的移动。将来自用户输入设备 900的信号提供给计算模块922。在闭环系统中，还将来自例如雷达950 的传感器的末梢位置数据提供给计算模块922。在开环系统中，不需要 提供末梢位置数据。计算模块922解译位置数据，并对针对三个轴的 三个信号的矩阵执行逆运算。计算模块922将位置矢量V 923乘以矩 阵M的逆927，如图2F和2G所示，从而计算模块922的输出是M逆 乘以V，其中M是线圈901到卯6的簇的特征矩阵925。将来自计算 模块922的变换X、 Y和Z输出提供给各自的放大器911、 913和915 以产生磁场，并从而沿操作者命令的方向移动导管末梢。以图2H的方 框图形式表示了开环系统的输入的变换，其中将输入信号V 931提供 给Mchar-Inverse模块932。模块932计算矩阵乘积Mchar-Inverse和矢 量V，以得到变换的坐标矢量。将变换的坐标矢量提供给放大器阵列 935，放大器阵列935产生提供给线圈卯1-906的各个电流的输出电流。 线圈901-906产生结果的场矢量B 933。场矢量B 933使导管末梢的移 动，从而将临床医生的手的移动解译为适当的信号，并且因此将导管末梢移动到希望的位置。图2K示出了雷达系统950、 6-DOF传感器960以及与C臂391、 簇920， 930和操作台389相关的转向移动机构970'。移动机构970被 配置成移动磁簇920以定向簇920，从而优化(例如，降低)用于电 磁体901-906的操作的功率需求。使用例如计算机数字控制(CNC)设 备的机动化机构970，在图2K中所示的机械排列使得能够移动受控和 转向GCI系统503。使用机动化转向和计算受控的机构970充分降低 了系统的整体功率需求，以使能够利用较少的功率实现希望的磁场强 度。在一个实施例中，希望的磁场强度至少是0.3特斯拉。图2K和2L示出了机动化转向和计算机受控的机构9冗的使用， 从而调整上部电磁体簇920相对于下部电磁体簇930的距离r971，以 便在保持希望磁场强度的同时，得到用于线圈的优化功率设置。该过 程通过以下实现首先，通过使用雷达系统950查找导管末梢377相对于电磁体的位置，并且通过使用6-DOF传感器960，使导管末梢377 的位置与参照标志700Ax至700Bx(还称作参考标志700Ax至700Bx) 同步。将参考标志700Ax至700Bx放置在患者身上以提供参考点。该 排列在由荧光检查或其它成像系统所产生的图像702上产生数学复制(manifold) 701 (如结合图7所述)。由Pl标记的导管末梢377的实 际位置(AP) 981和希望位置(DP) 982之间的距离由外科医生设置 并由P2标记。两个坐标P1和P2之间的差是位置误差(PE) 983。然 后，由图:2C-2H中所述的GCI控制器501计算力F和得到的电磁场B。 该处理查找位置误差(PE) 983，控制器501将位置误差解译为线圈 901-906需要的电流I。然后，控制器改变上部电磁体簇920相对于下 部电磁体簇930的距离r 971和角度O 984，同时，转向和控制机构970， 从而设置电磁体簇920相对于930的距离r和角度0> 984，以便实现用 于GCI装置503性能的优化功率设置。 一旦由控制器设置簇920相对 于簇930的位置，控制器将所计算的电流I反馈给电磁体，从而产生 希望的导管末梢377的移动。调整电磁体簇920相对于930的距离r 971 和角度O 984从而得到用于GCI装置501的优化功率设置的该过程， 可以通过由等式(1)所指定的线积分来描述，其中，通过关于矢量r ==ix， jy+kz对该函数进行积分，在空间中计算点P (P是在患者390 体内的导管末梢377的位置坐标)，该矢量表示在"C"曲线985上的 任意点P (x， y， z)处的导管末梢377的位置。"C"曲线985是在点 Pl (导管末梢377的实际位置(AP) 981)与点P2 (由操作员/外科医 生设置的希望位置982)之间形成的线积分。然后，相对于距离对"C" 曲线985进行积分，以便计算将导管末梢377从Pl移动到P2所需的 力F。连接所讨论的两点(即该末梢的实际位置(AP)和希望的位置(DP))的线积分是<formula>formula see original document page 16</formula>力F和得到的电磁场B与适当的电流需求I相对应，从而实现优 化的功率设置，以便推动、拖拉和旋转导管末梢377以将其带到希望 的位置。因此，当转向机构改变距离r971的值时，唯一的变量是电流图3是雷达系统1000的方框图，其可以用作雷达系统950的一个 实施例。图3中所示的雷达1000包括具有发射/接收天线单元的相控阵 雷达模块1100和射频(RF)模块1150。雷达系统IOOO包括相控阵1100、 放大器1101、 A/D转换器1102、快速傅立叶变换模块1103和微控制器 1105。该装置还包括RAM形式的存储器模块1112、以及ROM形式的 査找表llll。一个实施例包括语音消息收发和告警模块1110、一组 控制开关1109、和显示器1108。由雷达系统1000所产生的数据经由 通信端口 1113被提供给GCI装置501。雷达系统1000包括相控阵，并经由用于检测导管末梢377的形成 的时空(MIST)波束来进行微波成像。将天线或天线阵拿到距离患者 身体相对较近处，并且从每一个天线顺序地发射超宽带(UWB)信号。 作为雷达回波接收的后向反射信号通过雷达单元的时空波束形成器， 所述时空波束形成器被设计成作为位置的函数，对后向散射信号的能 量进行成像。波束形成器在空间上聚焦后向散射信号，从而在补偿依 赖于频率的传播效应的同时，将其从背景杂波和噪声中分辨出来。在 感兴趣的区域中，正常组织和导管末梢377的介电性质之间的显著对 比(由例如钐-钴SmCo5或钛-铁-硼NdFeB等的铁酸盐形成)，充分后 向散射了图像中的能量级，从而区别正常的组织与导管末梢377，提供 检测和分辨。数据自适应算法用于去除所接收的信号中的伪象，由于 从身体组织界面(例如皮肤层)的后向散射引起该伪象。包含与关于 生物组织的背景介电信息相对比的导管末梢的己知介电常数的一个或 多个查找表可以用于识别雷达图像中的特征。用于生物组织内导管末梢377的微波检测的物理基础基于身体组 织的介电性质相对于导管末梢377的标识的对比。对生物组织的介电 值与导管末梢的介电值的对比进行放大、滤波和测量。结果，导管末 梢377具有微波散射横截面，其介电特性不同于相当大尺寸的生物组 织，由接收机记录的非常不同的后向散射能量指示并处理该微波散射 横截面，从而在监视器325 (如图5所示)上提供画面表示，其中在两 个介质之间具有显著对比。由雷达1000所产生的导管末梢377的画面视图可以叠加在X射线荧光检查图像和其坐标数据集合上，该坐标数据集合连接到GCI控制器501，用于由位置伺服反馈回路使用。因此， 经由时空(MIST)波束形成的微波成像用于检测来自导管末梢377的 后向散射能量，而背景是生物组织。雷达系统1000检测嵌入在生物组织内的、例如导管末梢377的各 种微波散射的出现和位置。时空波束形成器假设阵列中的每一个天线 都将低功率超宽带(UWB)信号发射到生物组织中。可以作为时域脉 冲物理地产生UWB信号，或通过使用扫频输入合成地产生。在一个实 施例中，雷达系统1000使用聚焦导管末梢377的后向散射信号的波束 形成器，从而在补偿依赖频率的传播效应的同时，区别由正常组织的 异质所引起的杂波与噪声。时空波束形成器通过以下实现这种空间聚 焦首先，时移所接收的信号，以对齐来自目标位置的回波。相控阵 雷达1000的一个实施例形成一组有限冲击响应(FIR)滤波器，例如 天线槽内的高介电掺杂，其形成参考信号，其中掺杂是相对于感兴趣 的设备。对来自天线通道的信号进行求和以产生波束形成器输出。例 如FIR滤波器中加权的技术可以与例如Savitzky-golay平衡滤波器的 "最小均方拟合"技术一起使用，从而提供所接收到的信号的增强， 并计算其能量，作为介电性质相对于身体组织的散射的背景噪声的函 数，从而提供这种信号的合成表示。系统可以区别由生物组织和导管 末梢377所反射的能量中的差别，并且显示这种能量差作为相对于参 照标志700Ax至700Bx的位置和坐标的函数，从而提供正比于后向散 射信号强度的图像，所述图像进一步由GCI控制器501用于计算导管 末梢377相对于参照标志的立体定向框架的位置坐标和方向。在图5 和5A中进一步描述导管末梢377相对于立体定向框架的坐标设置的形 成的细节以及这种图像与立体定向框架702的同步。在一个实施例中， 雷达模块1000使用FFT算法1103，该FFT算法1103使用在查找表1111 中的滤波技术以允许雷达传感器950分辨在医疗过程中公知使用的具 体对象的介电特性的变化，例如导线379和/或具有压电回路951、 952 的导管953，从而提供例如导管、导线、电极等的各种类型器具的区别。 图3A是嵌入了一个或两个压电回路951、 952 (例如铅-锆酸盐-钛酸盐(PZT))和/或分子共轭聚合物(例如开关二极管(聚乙炔)) 的导管末梢377的图形表示。由于材料的非线性，由回路951、 952所 产生的二次谐波在二次谐波中提供了可识别的返回标识。当由雷达发 射基波(例如5MHz)时，二次谐波(例如10MHz)容易由雷达系统 1000所识别。雷达系统1000可以在导管末梢(其由例如钐-钴SmCo5 或钕-铁-硼NdFeB的铁酸盐形成)与PZT回路951和952之间进行辨 别。在从导管末梢377和PZT回路951、 952所返回的信号之间的区别 能力允许雷达系统1000对从身体组织所接收的背景杂波进行过滤，并 识别回路95K 952的位置和方向、以及导管末梢377的位置坐标。使 用导管末梢377相对于PZT 951和952的两个不同介电性质和电气特 性的技术，向导管末梢377提供了由雷达系统1000唯一且容易识别的 雷达标识。图3A还示出了具有发射和接收天线的雷达系统1000如何用于检 测导管末梢377相对于其两个PZT回路951和952的位置坐标和方向。 雷达系统1000采用几何处理，并且由驻留的微控制器1105采用使用 其相关联的FFT滤波器1103。如图6B所示，导管类设备设有磁响应 末梢377。在一个实施例中，该末梢377包括一个永磁体。永磁体的极 性由两个PZT回路标记，其中北极由PZT回路952和铁酸盐的远端指 示，其中导管376的半灵活部分953由附加的PZT回路951标记，还 标记了铁酸盐南极。雷达系统1000发射照亮铁酸盐导管末梢377的冲 击能量。由雷达接收来自导管末梢377的返回信号，并且通过观察能 量的飞行时间来记录其位置，从而确定导管末梢377的位置，作为三 维空间中的位置坐标。通过采用两个PZT回路951和952，雷达检测 器1000还可以辨别末梢377相对于两个PZT回路的位置，从而参考导 管末梢377的位置坐标，提供PZT回路952相对于第二压电回路951 的测量。由于产生相对于入射波的二次谐波的PZT材料的非线性特性， 雷达检测器1000可以辨别从PZT回路952和951返回的信号。通过比 较基波和二次谐波的强度，雷达系统1000可以辨别两个PZT回路相对 于铁酸盐377的位置和方向，从而提供导管末梢377的位置和方向。图3B、 5和5B示出了通过使用雷达检测器1000以及使用参照标志700Ax和700Bx来测量导管末梢的位置和方向的技术，以便形成用 于导管动态的参考框架的技术，例如相对于参考框架移动。如图3B和 5B中所示，参照标志700Ax和700Bx形成复制701 。由6-DOF传感器 测量标志700Ax和700Bx的位置。图4是6-D0F传感器系统2100的方框图，其是6-DOF传感器960 的一个实施例。系统2001包括6-DOF光学传感器2100以及其相关联 的电子设备，用于测量位于患者身体390上的、用于限定立体定向框 架的参照标志700A1、 700A2、 700A3和700A4以及700Bl、 700B2、 700B3和700B4的位置。如图5所示，参照标志700A1、 700A2、 700A3 和700A4以及700B1、 700B2、 700B3和700B4使得在视频监视器325 上所示的图像702能够与导管末梢377的位置的同步701。在图10中 更详细地描述6-DOF光学传感器2100。系统2000包括6-DOF光学传 感器2100、仪器用放大器210K A/D转换器2102、快速傅立叶变换模 块2103以及微控制器2105。 一个实施例包括语音消息收发和告警模块 2110、 一组控制开关2109和显示器2108。将由6-DOF传感器2000产 生的数据经由通信端口 2113提供给GCI装置501。图5示出了 GCI装置501到cineoangiographic设备502的一般性 连接。cineoangiographic设备502通过操作者接口设备500与GCI装置 501相接。动脉树的cineoangiographic图像在视频监视器325上示出， 导管末梢377的位置叠加在该图像上。为了当前描述的方便而不作为 限制，这里将图像称作荧光检查图像，可以理解，可以由任何可以产 生身体结构图像的技术产生图像，所述技术包括但不局限于X射线成 像、荧光检查、超声波成像、MRI、 CAT扫描，PET扫描、雷达成像 等。通过使用6-DOF传感器及其位于患者的身体390上的额外参照标 志700A1、700A2、700A3和700A4以及700B1 、700B2、700B3和700B4 来同步这些图像的显示，从而定位提供参考标志的立体定向框架，并 使视频监视器325上的图像702与导管末梢377的位置同步701。图5A示出了如何在监视器325上将图像702与从雷达系统950所 获得的导管377的合成图像叠加在一起，以及如何使用6-DOF传感器 2000和位于患者身体390上的参照标志700A1、700A2、700A3和700A4以及700B1、 700B2、 700B3和700B4来同步图像702和合成图像。图 5A还描述了支持关于框架701的导管末梢377的位置限定的立体定向 框架701的形成。该方法使用形成为近似立方体并且由6-DOF传感器 2100所检测的参照标志。形成为复制701的整个数据集合包括一组图 像702、导管末梢377的雷达图像数据(例如，来自雷达系统1000的 数据)、以及参照标志700Ax至700Bx。将由雷达系统950所获取的导管末梢377或导线379的图像的同 步叠加到参照标志上，数字地表示该参照标志，并与图像702动态连 接。完成该操作，从而创建一个结合的复制701，其叠加在荧光检査图 像702上，并且相对于所讨论的解剖组织与感兴趣的区域一起移动。 例如，跳动的心脏及其心脏输出、肺部扩展和收缩、或患者的痉挛， 所有这些可以动态地获取并连接在一起，从而得到导管末梢与所讨论 的身体器官之间实质上一致的移动。图5A还示出了将参照标志700A1、700A2、700A3、700A4、700B1、 700B2、 700B3和700B4叠加到所产生的、如图5中图像所示的荧光检 查/超声波图像702上的图像获取技术。所提供的方案识别导管末梢377 关于图像702的动态位置。由参照标志700Ax和700Bx形成并使用 6-DOF传感器2000的参考框架701，限定了立体定向框架701相对于 导管末梢的位置。此外，通过采用几何投影法的技术，该方法提供了 关于导管末梢377的同步的图像获取，从而在动态基础上提供了相对 于参照标志700Ax和700Bx和导管末梢377的图像702的叠加，因此， 提供具有参考框架的位置定义，并记为图5A中的701。图5A示出了同步算法701的使用，其中由参照标志700A1、700A2、 700A3、 700A4、 700B1、 700B2、 700B3和700B4所形成的空间由一个 n维空间表示，在所述n维空间中参照标志700Ax和700Bx由矢量 fi(&,f2，…fj表示，并且由函数gi(g!，g2,…gj指定由雷达1000所提供的导管末梢377位置数据。在n维空间中的矢量f、g的长度由(701 ) 定义。空间上的和由积分^Oc)血得到，此外，在n维空间中的点f(参照标志)和g (导管末梢377位置)之间的距离是，因此(2)该结果是函数f(t)和g(t)的方差。700Ax、 700Bx的矢量定义fj和导t众管末梢377的矢量定义&之间的角度由0="': 表示,并且其中f她, …这是因为fi和gi正交(p(x)g(x)dx-O)。6-DOF 2000传感器的位置数据集合被设置为矢量函数fi，与由雷 达系统1000所产生并由矢量函数gi所表示的导管末梢377的位置数据 集合正交，并且由等式(2)中所示的差表示它们的距离，并且其相对 方向由等式(3)所示。因此，定义了导管末梢377相对于参照标志 700Ax-700Bx的位置的复制701是矢量函数fj到矢量函数&关于角度 的差，并且在时域T上映射，其中T是(t,，t2，…tJ。总之，使导管末梢 377位置关于由参照标志700Ax至700Bx所形成的立体定向框架进行 同步的方法允许GCI控制器501首先提供闭合的饲服回路形式，其中， 外科医生可以关于实际位置(AP=P!)设置希望的位置(DP=P2)，同 时机器沿"C"曲线985执行需要的算术计算。第二，由电磁体簇920 和930关于相对于导管末梢377的距离r 971和角度0> 984产生最佳功 率设置。图5B示出了在执行起搏器电极植入的同时，图5A中所描述的装 置的使用。图5B还示出了心脏起搏器801的植入，具有如所示位于相对于S.A.节点802、 A.V.节点803和希氏(His)束804的区域中的电 极。还示出了左右束支805。起搏器植入对于具有心脏节律或电导干扰 的患者的存活是必需的。该步骤通过在心脏空腔壁(心室或心房)中 植入较小的电极而执行。电极的另一端附在在胸部皮肤下植入的电设 备801上，并且其产生刺激信号，从而刺激心脏节律。当由电极自动 心脏除颤器(AICD)检测到威胁生命的心脏电干扰时，类似设备施加 电击。在荧光检査下，通过推动和操作通过血管放置这些电极。通过 使用装置GCI 501，配合磁末梢381的导线379用于通过使用GCI系 统，携带起搏器801的电极和并将其放在它们的合适位置。利用参照 标志700A1、 700A2、 700A3、 700A4、 700B1、 700B2、 700B3和700B4 在合适位置，医生将导线379导航通过心脏内腔，同时使用来自雷达 1000的位置数据来识别导线末梢381的连续动态参考框架，以及如图 5所示由图5A进一步示出的6-D0F传感器2000的使用。操作电极放 置在合适位置经常是困难的，并且由于解剖变异，结果是不理想的。 控制器501的使用在执行这种复杂操作中提供了简便性，同时医生可 以移动、推动并将起搏器801的电极放置在希望的解剖位置，而不会 由于没有对导线和起搏器电极移动的准确导航、引导、控制和成像能 力而放弃。图6和6A是用于与GCI系统503 —起使用的导管组件375和导 线组件379的透视图。导管组件375是包括延伸到活动部分378的导 管体376的管状工具，该活动部分378具有提高的灵活性，用于允许 更坚硬的响应末梢377被准确地引导通过弯曲的路径。与GCI装置501 相结合的磁导管组件375降低或消除了对于正常需要执行诊断和治疗 过程的多个形状的需要。这是由于以下事实在传统的导管插入过程 期间，由于该处理是劳动密集的，并且依赖于手工灵巧性来调整导管 通过例如心血管系统的弯曲路径，外科医生在将传统的导管引导到希 望的位置中经常遇到困难。因此，制造外科医生可用的不同尺寸和形 状的多个导管，以便在任务中帮助他/她，因为由于在患者内或患者之 间自然的解剖变异，这种任务在不同的情况下要求不同的弯曲程度。 如果不是所有患者，通过使用GCI系统501，仅需要单个导管用于大多数患者，因为现在利用机电系统的帮助完成导管插入过程，该机电系统将磁导管和导线组件375和/或379引导到患者身体390内的希望 的位置，而不依赖于外科医生将导管盲目的推进患者身体390。磁导管 和导线组合375、 379提供需要克服弯曲路径的灵活性。导线组件379包括导线体380和灵活部分382，其具有提高的灵活 性，用于允许更坚硬的响应末梢381在突然转弯周围准确地进行引导， 从而导航弯曲的路径。两个导管组件375和导线组合379各自的响应 末梢377和381包括例如永磁体的磁元件。末梢377和381包括永磁 体，其响应由上部电磁簇920和下部电磁簇930所产生的外部通量。导管组件375的末梢377是管状的，并且导线组件379的响应末 梢381是实圆柱体。导管组件375的响应末梢377是偶极，具有由纵 向位于其中的磁元件的两端所产生的纵向极方向。导线组件379的响 应末梢381是偶极，具有由纵向位于其中的磁元件377的两端所产生 的纵向极方向。当上部电磁簇920和下部电磁簇930将对末梢377和 381起作用时，这些纵向偶极允许两个响应末梢377和381与GCI装 置501—起操作，并一致地将其"拖拉"到操作者指定的希望位置。图6B是配合磁末梢和两个压电回路的导管的表示。图6B还示出 了对要与GCI系统503 —起使用的导管配件375和导线配件379所添 加的改进，例外是导管组件953配合了额外的两个压电回路或半导体 性质的聚合物951和952，如所示位置。与控制器501相结合的雷达系 统950提供了导管末梢的额外检测形式，其中发射RF信号，从而激发 两个压电回路或聚合物，并且从而提供导管末梢相对于磁体377的北 极的旋转测量。GCI系统503可以定义末梢377的旋转角度，并且在 那些熟悉压电回路或聚合物951、 952技术的技术人员所公知的更详细 的方案中，可以提供额外的位置信息来定义导管末梢377相对于如图5、5A和5B所描述的立体定向框架701的位置、方向和旋转。图7示出了由系统控制器(SC) 501所执行的逻辑计算流程，用 于确定实际导管末梢(AP) 377的位置。控制器还结合导管末梢位置 数据(由雷达系统950测量)和参照标志位置数据(由6-D0F传感器 960测量)，从而确定在患者身体内的导管末梢的位置，并从而将导管位置与图像数据(如果可用)同步。1. 控制器501示出X轴控制器和放大器(XCA) 911和910、 Y 轴控制器和放大器(YCA)913和912、以及Z轴控制器和放大器(ZCA) 915和914的输出。2. 控制器501从雷达系统950读取数据，识别导管末梢377的真 实位置(AP) 981。3. 控制器501从用户输入设备卯O读取数据，用于由外科医生定 向的导管末梢的新的希望位置(DP) 982。4. 控制器501执行针对"C"曲线9S5的数学方法。5. 控制器501从6-DOF传感器读取数据，定义形成立体定向框架 的参照标志700Ax、 700Bx的位置。6. 控制器501从图像源502得到数字图像数据702。7. 控制器501将来自导管末梢位置377的数据与从6-DOF传感器 所获得的数据同步，并且将所结合的数据设置为复制701的形式。8. 控制器501将复制701叠加到从图像源702所得到的数字图像上。9. 控制器501计算电磁体簇920和930的最优距离r 971和角度0> 984，从而提供电磁体簇920和930相对于患者390的位置的最优功率 设置。 、10. 控制器501按需要重复上述步骤1至9。11. 控制器501计算误差位置(PE) 983，它是导管末梢377的实 际位置(AP) 981和希望的位置(DP) 982之间的差，也被称为图2L 中的曲线"C" 985，并由表达式(PE-[AP-DP])所表示。12. 控制器501重复最优的功率设置算法的处理，从而提供一种几 何结构，其包含由外科医生设置的导管末梢377的实际位置和该末梢 的希望位置之间的行程。13. 控制器501命令上部电磁体簇920，使用机动化转向和计算机 控制的装置970，从而以这种方式移动来获得针对电磁体系统的最优配 置。14. 控制器501向X轴控制器和放大器(XCA) 911和910、 Y轴控制器和放大器(YCA) 913和912、以及Z轴控制器和放大器(ZCA) 915和914输入通过由图2C至2H所识别的过程描述的己校正磁场数 据，并对来自在实际末梢377上所产生的磁场B的三个正交分量(Bx, By， Bz)的5轴数据集合进行插值。15. 控制器501向X轴控制器和放大器(XCA) 911和910、 Y轴 控制器和放大器(YCA) 913和912、以及Z轴控制器和放大器(ZCA) 915和914发送与新的希望坐标相对应的新的希望位置数据(DP) 982， 从而在线圈901至906中设置适当的电流。16. 控制器501还集成来自图像源702和雷达系统950的心脏位置 (CP)，包括，例如，来自心电图(EKG) 502的选通数据和由参照标志700Ax至700Bx所形成的立体定向框架，从而动态地连接到心脏位 置、实际导管末梢位置(AP) 981和作为复制701的参照标志的各个 输入。例如，由于心脏的跳动和肺的肺部移动，心脏位置(CP)的数 据和肺部数据集合是动态且时不变。17. 控制器501按需要重复上述处理。如果位置误差(PE) 983在任何一个或多个轴中的预定时间内超过 预定量，则控制器501向虚拟末梢(VT) 405发送反馈数据，从而提 供触觉反馈，以便将导管末梢377所遇到的障碍通知操作者。假设如 果GCI装置501的正常操作在以上步骤1至14的预期数量的时间或循 环内没有消除(PE) 983,则实际的导管末梢377易于遇到障碍。这由 操作者通过由该杆上的电阻所产生并作用于例如虚拟末梢405的一个 或多个用户输入设备900触觉反馈而觉察。图8是CGCI装置的信号流的功能方框图。该图示出了虚拟末梢 405的操作，其提供了由外科医生对导管末梢的直觉的操纵杆类型的控 制。外科医生以希望的方向推动、拖拉或旋转虚拟末梢405，从而引起 导管末梢377在患者身体3卯内的类似移动。如果导管末梢377遇到 障碍，虚拟末梢405以阻抗形式的触觉反馈来响应在适当的一个或多 个轴中的移动。因此当其前进时，外科医生可以"感觉"到实际的末 梢。当释放末梢405时，导管末梢377有力地保持在其当前位置中。GCI的系统控制器501将实际末梢位置(AP) 981与从复制701所获 取的并由雷达950和6-DOF传感器960所产生的心脏位置数据(CP) 进行相关。这些数据集合被叠加在辅助设备502所产生的荧光检查图 像702上，并且与所结合和所同步的末梢和作为复制701形成的X射 线图像一起在监视器325上显示。三维实际末梢位置(AP) 981的显 示与AP数据是基于实时连续更新的。相对较少的X射线图像框架用 于与CP数据一起覆盖该显示。因为在701合成图像中表示的X射线 和雷达数据具有公共的参考点即参照标志，700Ax至700Bx (即，二者 都是相对于跳动的心脏都是静止的)，AP与CP数据的相关是可能的。 因此，在提供观测心脏和导管末梢377的较好的方法同时，本技术显 著减少了患者和工作人员对于X射线的暴露。图8还通过示出其中获取操作用户数据设备900 (例如虚拟末梢 405)的外科医生的手部移动并将其解译为移动命令的过程，描述了 GCI装置501的操作。在使用放大器910至915以产生用于线圈901 至906的需要电流的同时，相对于移动导管末梢377所要求的力，提 供了功率的优化。线圈在导管末梢377处产生B场，根据麦克斯韦尔 等式，该场与在末梢377所产生的力/力矩相对应。由雷达系统950实 时监视导管末梢377的移动，其中通过6-DOF传感器2000的使用，通 过使用参照标志700Ax至700Bx的同步701处理来显示末梢位置和方 向信息，从而选通位置以及由实际末梢所产生的反射力/力矩。连续地 重复该处理，从而通过使用用户输入设备卯0来响应操作者的移动。 图8所示的上述过程对于熟悉本领域的技术人员来说是清晰和直观的， 并且在图1至7中更详细地描述。如图4所示，处理描述如下i)操作者将虚拟导管末梢405的物 理位置调整到希望的位置，ii)在控制器501中对虚拟末梢405位置中 的变化进行编码，iii)控制器501产生发送给饲服系统控制模块的命令， iv)词服系统控制模块控制转向和移动控制装置970，以调整线圈901 至906的位置，从而通过变化电磁体簇的角度①984和距离r970，优 化电磁体簇920相对于930的位置，v)将电流发送给引起在患者身体 3卯内的实际磁导管末梢377的位置改变的线圈901-906， vi)然后，传感器960感应实际导管末梢(AP)的新位 置并且将导管位置叠加在由荧光检査和/或其它成像形式702所产生的 图像上，以及vii)将反馈提供给饲服系统控制装置以及操作者接口的 监视系统501。图9表示在极性配置374中的电磁线圈132X、 132Y、 132Z、 138X、 138Y和138Z的排列，其示出了具有使用双平面X射线支持机构的交 替磁系统的GCI装置503，与图2中所标注的如"C"臂391布局的排 列相反。图9还示出了包括GCI装置501的元件之间的整体关系，其 包括操作台389、患者390、 T轴编码器394、耳轴388、支持组件385、 极性支架391.1、 G轴编码器393、 X射线源383以及图像增强器384。 该整体排列被称作极性配置374，并且与"C"臂方法391相对比，在 "C"臂方法391中，电磁体901至906被配置作为簇920、 930中的 环形磁路的部分。图2、 2A和2B中所示的结构是有利的，由于电磁场 B的强度向缝隙的中心线增加，并且缝隙边缘处的梯度峰值使得GCI 501形成叶状的磁场结构，通过使用图9中所标注的双平面轴对称的布 置不容易获得所述磁场结构。GCI501采用了这种设置，从而在例如图 9中所标注的一个极性配置中提供推动、拖拉和引导磁耦合的导管末梢 377。在采用极性配置374中，装置使用T轴编码器394和G轴编码器 393，其提供给系统台架(gantry)位置信息，用于在激发电磁体之前 计算所需要的坐标旋转。极性配置374使用耳轴388，其用作支持组件 385的构架(truss)。极性支架391.1绕支持组件385的G轴转动，并 且极性组件391.1支持X射线源383和X射线图像增强器384，其产 生与监视器325上的实际导管末梢位置叠加在一起的X射线图像。极 性支架391.1提供了用于电磁体132X、 132Y、 132Z、 138X、 138Y和 138Z按其适当的同轴排列的安装表面。耳轴388以T轴387为中心。T轴编码器394机械地连接到耳轴 388，以便对T轴中的支持组件385位置数据进行编码。转向轴(G轴) 386与T轴378在极性支架391.1的中心点处相交。该中心点与X射线 视场的中心点一致。G轴编码器393沿G轴386机械地连接到支持组件385。6-DOF传感器提供关于参照标志的六个自由度(DOF)的传感。 通过发射激光波束并检测离开标志的反射，6-DOF传感器完成该操作。 在传感器内，波束被分离并被定向到三个光电二极管。数字化来自二 极管的模拟信号，并将其提供给计算机，计算机可以命令用于机械或 输出位置读取的正确动作。图10表示6-DOF传感器，其中激光源2012照亮及射镜2014、2016， 以将波束2018引导到传感器的主光轴。波束通过发散波束的两个负透 镜(2020和2022)。在一个实施例中，发散角近似0.3弧度(半角)， 以便在传感器的表面约3.5cm处产生lcm直径的激光班。也可以使用 其它发散角。通过选择其依次改变发散角和给定距离处的光斑尺寸的 不同的负透镜2020、 2022，可以改变传感器的视角领域。例如，4mm直径的点2024和lxl mm的棒(bar) 2026的两个反 射参考标志，安装在不反射带上并应用于患者。激光从标志反射，并 返回传感器。因为波束是发散的，当光返回传感器时，在允许大多数 光在较小负透镜附近并通过相对较大的正透镜的区域中，反射被放大。 透镜2019在其中心具有一个孔，以使输出波束2018穿过，并且具有 聚焦长度，其平行校准发散的反射波束。换句话说，当该点位于传感 器聚焦长度的一半附近时，通过弯曲来自点2024的反射光的发散射线， 以便平行地进入传感器，透镜2019的正聚焦长度与透镜2020和2022 的负聚焦长度相等。当平行校准的反射波束继续传播到传感器中时， 其通过带通滤波器2030。滤波器2030使激光通过，但阻挡了其它波长 的光。在传感器内，来自点2024的光由分光镜分为两个波束。波束的 一半被反射90度，进入横向效应光电二极管2034。波束的另一半通过 分光镜，进入正透镜2036，离开反射镜2040和2041，并到达另一个 光电二极管2038。来自棒26的光还通过滤波器2030。但是，因为反射棒2026相对于该点是倾斜的，从其反射的激光处于较大的发散角。反射的较大角 度引起光通过滤波器2030不同位置，绕过透镜2019和分光镜，并照 亮光电二极管。为了减小传感器对于除激光之外的外部光源的敏感度，发光二极管2023可以安装在传感器内，以提供受控的背景光。三个光电二极管(2034、 2038和2042)的每一个对于传感器和反 射器(2024和2026)的相对位置具有不同的敏感度，当在设计中去耦 时，允许任意变化要描绘的6个自由度中任何一个的位置。光电二极 管2042对于棒2026和传感器之间的平移(Tz)以及关于垂直于点2024 的表面的传感器的旋转(Rz)敏感。如果传感器处于棒2026的指定远 距离(2019的聚焦长度的一半)，则倾斜棒2026，以使其反射照亮光 电二极管2042的中心。因此，可以计算从光电二极管2042中心的棒 反射的任何上下偏差，作为从棒到传感器的距离(Tz)。同样，相对于 该点中心的棒的径向位置用作关于Rz旋转的参考。因此，可以计算从 光电二极管2042的中心的棒反射的左右偏差，作为传感器关于该点的 垂直轴的旋转(Rz)。相反，如下所述，光电二极管2038对关于X和Y轴的倾斜(Rx， Ry)最敏感。因为当到达反射参考标志2024时激光波束是发散的，所 反射的波束大部分返回，但是主要在负透镜2014、 2016的中心，即使 当传感器关于负透镜倾斜时，即，返回的光进入垂直于参考点表面的 传感器，与传感器的倾斜无关。尽管光与倾斜之前一样返回，光电二 极管2038的位置与传感器的倾斜一起改变。因此，在倾斜期间，光电 二极管2038相对于所反射光的恒定聚焦的移动提供了关于X和Y轴 的倾斜(Rx， Ry)的敏感度。由于透镜的本质，二极管2038对于反射 镜2024的纯粹平移不敏感，这是因为透镜将穿过它的所有平行射线聚 焦到同一点，与射线来自何处无关，即，与在何处平移标志无关。在光电二极管2034的情况下，分光镜2032将光反射到其上，而 在路径中没有透镜。因此，与二极管2038不同，二极管2034对于相 对于参考点的传感器的横向平移(Tx， Ty)敏感。光电二极管34还对 于倾斜敏感；但是，可以在设计中使用来自光电二极管38的信息来抵 消该效果。类似地，可以在设计中抵消光电二极管42与其它光电二极 管的任何耦合。利用模拟数字转换器数字化来自二极管的模拟数据，并提供给计 算机用于处理，作为来自三个光电二极管的每一个的两个通道。在该形式中，数据不表示关于六个轴的纯移动，这是因为几乎两个通道具 有多于一个移动的信息，即，通道是耦合的。可以去耦该信息得到关 于所有六个自由度的纯移动测量。该去耦是可能的，因为每一个光电二极管提供不同的信息。光电二极管38仅对有关X和Y轴(Rx和Ry) 的倾斜敏感。因此，来自这些通道的电压读数表示在那些轴中的纯倾 斜，而不对其它移动的敏感(耦合)。相反地，光电二极管34对关于X 和Y的移动、旋转和平移的四个轴(Tx，Ty,Rx&Ry)敏感。但是，通过 减去来自光电二极管38的任何电压读数，光电二极管34的倾斜敏感 度被忽略，并且剩余的电压仅表示关于X和Y的平移(Tx， Ty)。同 样，光电二极管42对所有六个自由度敏感。但是，通过从其它两个光 电二极管减去该电压，剩余的电压仅表示关于Z轴(Tz， Rz)的旋转 和平移。在对所有六个通道都进行去耦之后，可以向操作者显示数据和/或 提供给GCI系统。六DOF传感器可以跟踪所有6个自由度。因为在光电二极管上放 大从标志激光波束发散、反射的激光波束，提高了准确度。结合高分 辨率A-D转换器，这有利于在检测平移中提供微米级准确度，以及在 检测方向中提供毫弧度级准确度。利用不同的光学器件，可以减小视 场从而提高准确度，并且反之亦然。标志符合身体的轮廓，因此在身 体上定位反射标志(参考)是3-DOF任务(Tx， Ty， Rz)，可以由操 作者或简单的3轴计算机控制的机器来执行该任务。6-DOF传感器无 接触并且无表面依赖。作为光学传感器，它在物理上不接触身体。6-DOF传感器使用横向效应光电二极管而不是摄像机。由于光电二极管比摄 像机小，6-DOF传感器相对小于基于摄像机的系统。..图11是示出了虚拟末梢用户输入设备405的能力的透视图。虚拟 末梢405是多轴操纵杆类型设备，其允许外科医生提供输入来控制导 管末梢377的位置、方向和旋转。虚拟末梢405包括X输入3400、 Y输入3404、 Z输入3402和用于控制导管末梢的位置的phi旋转输入 3403。虚拟末梢405还包括末梢旋转输入3405和末梢高度输入3404。 如上所述，外科医生操作虛拟末梢405，并且虛拟末梢405将外科医生的移动传送给控制器501。然后，控制器501在线圈中产生电流，从而 影响实际导管末梢377的移动，以引起实际导管末梢377跟随虚拟末 梢405的移动。在一个实施例中，虚拟末梢405包括各种电动机和/或 传动器(例如，永磁体电动机/传动器、步进电动机、线性电动机、压 电电动机、线性传动器等)，从而向操作者提供力反馈，以提供导管末 梢377遇到妨碍或障碍的触觉指示。尽管前面的描述包含很多特性，不应当将这解释为对于本发明范 围的限制，而只是提供其实施例的描述。因此，例如，对于参照标志 (参考标志)的位置传感的传感器在实施例中描述为6-D0F传感器。 本领域的普通技术人员将认识到，也可以使用可以传感参考标志的位 置的其它光学传感器(例如，摄像机)，例如雷达、超声波传感器等的 非光学传感器可以用于检测参照标志的位置。在一个实施例中，雷达 系统950可以用于代替6-DOF传感器960，以检测雷达反射的参照标志o在本发祖的范围内还允许许多其它变体。例如，可以控制电磁体 的调制，从而引起末梢的振动或脉动辅助穿过斑。响应的末梢可以是 电磁而不是永磁体。可以由一个或多个永磁体产生身体外部的磁场。 可以通过手工管理场产生设备来完成外部磁场的控制。通过使缠绕在 该末梢上的一个或多个线圈响应外加时变场，可以使用具有其相关联 的磁效应的AC感应。通过利用具有适当温度的流体进行刺激，在体温 的少数度数内具有居里温度的材料可以用作用于选择性的末梢控制的 磁通量开关；静电现象可以增强磁效应。人工智能可以代替操作者控 制来产生命令输入；专家系统可以代替或增强操作者输入。该装置可 以用于培育各种体腔和除心脏之外的器官。该装置可以用于人类和动 物培育过程，例如卵细胞收获和胚胎植入。响应末梢可以附着在连贯 的光导纤维束上，从而提供具有空前机动灵活性的内部结构的视图， 通过使用被引导的导管将palletized源直接传递到肿瘤，可以精确地执 行内部放射性同位素治疗。可以获取内部组织采样而无需重大手术； 可以准确地定位配备有响应末梢的光纤光导，从而无需重大手术即可将 激光传递到具体的内部位置。因此，本发明的范围仅由权利要求限制。
权利要求
1. 一种用于控制导管类工具的移动的装置，所述导管类工具具有响应磁场的远端并被配置成插入患者身体，所述装置包括磁场源，用于在身体外产生磁场；转向系统，用于关于身体定向所述磁场源；雷达系统，用于测量所述远端的位置；传感器系统，用于测量多个参照标志的位置；用户输入设备，用于输入命令以移动所述远端；系统控制器，用于响应来自所述用户输入设备、所述雷达系统和所述传感器的输入，控制所述磁场源。
2. 根据权利要求1所述的装置，所述系统控制器包括闭环的反馈 词服系统。
3. 根据权利要求1所述的装置，所述雷达系统包括脉冲雷达。
4. 根据权利要求1所述的装置，所述远端包括一个或多个磁体。
5. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器计算位置误 差，并控制所述磁场源，以便沿一个方向移动所述远端，从而减小所 述位置误差。
6. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器将所述远端 的位置数据与一组参照标志相集成。
7. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器使所述远端 的位置与荧光检查图像相同步。
8. 根据权利要求1所述的装置，还包括操作者接口单元。
9. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器补偿器官的 动态位置，从而抵消了所述远端对于所述磁场的响应，以使所述远端 与所述器官实质上一致地移动。
10. 根据权利要求1所述的装置，其中由提供关于器官的动态位置 的正确数据的辅助设备产生校正输入，并且其中所述校正数据与来自 所述雷达系统的测量数据相结合，以抵消所述控制系统的响应，从而 所述远端与所述器官实质上一致地移动。
11. 根据权利要求10所述的装置，其中所述辅助设备包括x射线设备、超声波设备和雷达设备中的至少之一。
12. 根据权利要求1所述的装置，其中所述用户输入设备包括允许 用户控制输入的虚拟末梢控制设备。
13. 根据权利要求1所述的装置，还包括具有力反馈的虚拟末梢。
14. 根据权利要求1所述的装置，还包括 X轴控制器和放大器； Y轴控制器和放大器；以及 Z轴控制器和放大器。
15. 根据权利要求1所述的装置，所述传感器系统包括6-DOF传 感器。
16. 根据权利要求1所述的装置，其中所述雷达设备包括相控阵。
17. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器协调X轴 控制器、Y轴控制器和Z轴控制器的操作，并且其中所述用户输入设备包括虚拟末梢。
18. 根据权利要求17所述的装置，其中所述虚拟末梢向操作者提供触觉反馈。
19. 根据权利要求17所述的装置，其中所述虚拟末梢根据所述远 端的实际位置和所述远端的希望位置之间的位置误差，向操作者提供 触觉反馈。
20. 根据权利要求17所述的装置，其中所述系统控制器使所述远 端跟随所述虚拟末梢的移动。
21. 根据权利要求1所述的装置，其中所述雷达系统被配置成测量 由所述远端所产生的二次谐波。
22. 根据权利要求l所述的装置，还包括虚拟末梢控制器，其中所 述虚拟末梢控制器向虚拟末梢输出触觉反馈响应控制。
23. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器被配置成使 用来自所述雷达设备和6-DOF传感器的至少部分数据来计算导管末梢 的所述远端的位置，以便控制所述磁场源以减小所述位置误差。
24. 根据权利要求1所述的装置，其中所述系统控制器通过向所述用户输入设备提供反馈数据，发起触觉反馈响应。
25. —种用于控制具有要插入身体的远端工具的移动的方法，包括通过产生外部磁场，向所述远端施加力； 调节所述力从而沿所希望的方向移动所述远端；以及 由雷达定位所述远端。
26. 根搪权利要求25所述的方法，还包括当所述远端通过身体移 动时，实质上实时地改变所述远端的可视表示。
27. 根据权利要求25所述的方法，还包括控制一个或多个电磁体以产生所述外部磁场。
28. 根据权利要求25所述的方法，还包括定位多个参照标志，并 使所述标志与至少一部分身体的实时图像上的位置相同步。
29. 根据权利要求25所述的方法，还包括与希望的位置相比较， 定义所述远端的当前位置。
30、根据权利要求25所述的方法，其中确定所述工具远端的当前位 置包括 ' 经由所述控制器输入动态心脏位置；以及 计算所述当前位置，作为所述心脏位置的函数。
31. 根据权利要求25的方法，还包括计算所述远端的位置误差。
32. 根据权利要求31所述的方法，还包括当所述位置误差大于指 定的最小值时，改变到所述X轴控制器、Y轴控制器和Z轴控制器中 至少一个的调制输入的占空周期和极性中的至少一个。
33. 根据权利要求31所述的方法，还包括如果所述位置误差沿至少一个轴超过了预定量，产生触觉反馈。
34. 根据权利要求31所述的方法，其中所述系统控制器使所述工 具远端移动，从而其位置与来自虚拟末梢的位置数据相对应。
35. —种用于控制具有要插入身体中的远端的工具的移动的装置， 包括-磁场源，在形成磁电路并产生磁场的C臂上，被配置在簇类排列中；具有响应所述磁场的远端的工具； 关于所述远端设置的一个或多个压电回路；以及系统控制器，用于调节所述磁场，以提供位置和命令输入，从耳 控制所述工具远端位置；以及雷达系统，用于测量所述远端的位置。
36. 根据权利要求35所述的装置，还包括闭合词服回路系统，它从所述系统控制器接收所述位置和命令输入，以调节所述磁力。
37. 根据权利要求35所述的装置，还包括雷达系统，以定位所述远端。
38. 根据权利要求35所述的装置，其中所述系统控制器被配置成 针对所述磁源计算各个力矩和相关联的电流，以配置所述磁场将所述 远端移动到希望的位置。
39. 根据权利要求36所述的装置，其中所述系统控制器提供闭合 饲服回路，所述闭合饲服回路校正身体内器官的移动，从而所述远端 与所述器官实质上一致地移动。
40. 根据权利要求39所述的装置，其中由辅助设备产生关于器官 的移动的数据，所述设备提供关于所述移动的动态数据，当所述动态 数据与定义立体定向框架的多个参照标志的测量位置相结合时。
41. 根据权利要求40所述的装置，其中所述辅助设备包括以下中 的至少一个荧光检査成像系统、超声波成像系统、或雷达成像系统。
42. 根据权利要求35所述的装置，还包括虚拟末梢，其中至少一 部分所述虚拟末梢的移动使所述系统控制器控制所述磁场源，以便相 应地移动所述远端。
43. 根据权利要求35所述的装置，还包括机械系统，用于移动所 述磁场源的部件，以便减小产生希望的磁场强度所需的电流。
44. 根据权利要求43所述的装置，其中所述系统控制器至少使用 来自所述雷达系统的位置数据和来自所述6-D0F传感器的参照标志数 据，来计算所述远端关于立体定向框架的位置。
全文摘要
一种导管导向控制和成像(CGCI)系统，其中描述了在位置上检测、显示和影响附在外科工具上的磁末梢，从而允许执行诊断和治疗过程。可以如此安装的工具包括导管、导线和例如激光器和球囊的辅助工具。磁末梢执行两个功能。首先，它允许通过使用例如雷达距离探测器或雷达成像系统的雷达系统来测量该末梢的位置和方向。结合雷达系统允许CGCI装置在外科手术期间准确地检测嵌入患者的外科工具的位置、方向和旋转。在一个实施例中，利用例如X射线、荧光检查、超声波、MRI、CAT扫描，PET扫描等的手术室成像设备来显示由雷达产生的图像。在一个实施例中，利用与由6个自由度(6-DOF)传感器定位的参照标志来同步图像。通过应用患者身体外部的适当磁场，与雷达和6-DOF传感器相结合的CGCI装置使得能够将工具末梢拖拉、推动、转动，并强制地保持在希望的位置。磁末梢的虚拟表示充当操作者控制。该控制与患者身体内的磁末梢具有一对一的位置关系。另外，如果磁末梢遇到障碍，该控制向操作者的手部沿适当的一个或多个轴提供触觉反馈。与磁末梢位置和方向反馈相结合的该控制的输出允许伺服系统控制外部的磁场。
文档编号A61MGK101252870SQ200480037476
公开日2008年8月27日 申请日期2004年10月20日 优先权日2003年10月20日
发明者乔舒亚·沙哈尔 申请人:麦格耐泰克斯公司