微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法
2023-08-07 07:53:01
專利名稱：微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法
技術領域：
本發明涉及一種虛擬手術的模擬方法，尤其是涉及一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法。
背景技術：
隨著科學技術的高速發展，虛擬手術的應用為醫療的現代化提供了越來越多的幫助。虛擬的微創血管介入手術系統能夠幫助實習醫生快速提高手術技能，讓更多的心腦血管疾病患者能夠進行微創介入治療。導絲的實時運動仿真作為微創血管介入手術系統中不可缺少的一部分，成為許多學者研究的課題。在導絲實時運動仿真的研究過程中，早期的一部分學者採用幾何模型對導絲進行建模，這種方法完全忽略了導絲的物理性質，然而如果完全忽略了導絲的物理性質，與其他模型之間的交互將難以處理。也有一部分學者採用質點彈簧這樣簡單的物理模型來對導絲進行建模，這種方法雖然計算效率很高，但是由於模 型過於簡單，根本無法真實地模擬導絲在血管中的運動。本文實現的微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真對導絲的模擬有很高的要求，不僅要求導絲要有高的真實性，還對導絲與血管之間交互的模擬要有可靠的物理模型，並且由於要應用於虛擬手術，這就要求模型系統達到高的更新速度，並且能達到實時。但是微創血管介入手術中的導絲的實時運動仿真對血管的模擬要求較低。一個完整的微創血管介入手術中的導絲的實時運動仿真包括了血管模擬、導絲模擬、碰撞檢測及響應、導絲的不可伸縮和力反饋渲染。對於血管的模擬，由於血管在仿真的過程中幾乎不產生形變，只需要採用三角形表面網格這樣簡單的表面模型對血管建模就足夠了。不需要利用四面體網格這樣複雜的立體模型來模擬血管。這樣有效地降低了計算成本和存儲空間。導絲的模擬，是微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真中的重點部分，算法設計的好壞關係到整個仿真系統的真實性、準確性、高效性。目前，大部分的方法是多剛體運動模型，彈簧模型，有限元模型，B-Spline等理論，這其中彈簧模型和B-Spline被常用於導絲的模擬，由於其效率高能達到實時。然而彈簧模型過於簡單，忽略了導絲很多重要的物理性質而導致真實感很差。B-Spline的缺點是缺乏物理支持，只是從幾何的角度來仿真導絲在血管中的形態，無法知道導絲的受力情況。因此無法為後面的力反饋設備提供真實的力反饋。有限元模型能夠提供很強的真實性。但是有限元方法有一個致命的弱點實時性差。不能滿足在仿真過程中與用戶進行實時交互的要求。為了同時達到真實性和實時性的目標，本文採用了基爾霍夫彈性杆對導絲進行物理建模。主流的碰撞檢測方法之一是，採用層次結構(hierarchy)為基礎核心，例如Octree, k_d樹，BSP樹等,利用包圍體的hierarchy結構也被廣泛地應用於各種碰撞檢測算法(同時這種方法也被應用於其他領域，如光線追蹤)，包圍體的選擇，學者們也提出了許多方法，包括，球包圍體，有軸向的長方體(AABBs)另外一些碰撞檢測方法，包括採用space-time bounds以及採用四維幾何體來包圍物體,近些年,學者們也提出基於Voronoi圖的碰撞檢測方法。
導絲與血管之間的碰撞響應，目前的兩種主流算法是懲罰法和約束法。懲罰法的真實性和穩定性差，然而約束法需要進行多次迭代才能確保導絲不刺穿血管壁，計算成本很高。結合懲罰法與約束法的優點，本文採用一種非迭代的約束方法來計算導絲與血管之間的接觸力並進行碰撞響應。
發明內容
本發明的目的就是為了克服上述現有技術存在的缺陷而提供一種穩定可靠、實現方便、真實高效的微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法。本發明的目的可以通過以下技術方案來實現一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，該方法包括以下步驟I)由於血管在仿真的過程中不產生形變，採用三角形表面網格對血管進行建模； 2)採用基爾霍夫彈性杆模型，對導絲進行建模，並利用拉格朗日方程計算導絲在仿真過程產生的形變力；3)進行導絲的渲染，相鄰的兩導絲質點之間繪製一個圓柱體，同時在相鄰的兩圓柱體之間繪製一個圓球進行連接；4)採用K-DOPS樹進行導絲與血管之間碰撞檢測；5)採用非迭代的約束方法計算導絲與血管之間的接觸力並進行碰撞響應；6)使用Verlet積分公式來迭代更新導絲的位置與速度；7)利用拉格朗日乘數和快速投影方法來實現導絲的不可伸縮特性；8)使用力反饋設備Phantom Omni來渲染導絲給用戶的作用力。所述的採用基爾霍夫彈性杆模型，對導絲進行建模，並利用拉格朗日方程計算導絲在仿真過程產生的形變力的具體實現過程為21)將導絲描述成一條被坐標化的曲線r = {t，IH1, m2}，其中t表示沿著曲線的單位切線，Hl1, Hl2表示曲線的兩條單位法向量，該三個正交向量構成一個局部移動坐標系{t(s), IH1(S), m2 (s)},其中s表示曲線的弧長；22)利用連續的基爾霍夫彈性杆模型計算被坐標化的導絲的連續彈性能量E(r)，其中 E(r) =E 彎曲(r)+E 扭曲(r)；23)利用離散的基爾霍夫彈性杆模型對連續的彈性能量進行離散化處理，推導出導絲的離散彈性能量的公式；24)利用拉格朗日方程對導絲的離散彈性能量進行導絲位置的求導，計算出導絲的形變力。所述的連續彈性能量E(r) =E_(r)+EM(r)的具體公式為
權利要求
1.一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，該方法包括以下步驟； 1)由於血管在仿真的過程中不產生形變，採用三角形表面網格對血管進行建模； 2)採用基爾霍夫彈性杆模型，對導絲進行建模，並利用拉格朗日方程計算導絲在仿真過程產生的形變力； 3)進行導絲的渲染，相鄰的兩導絲質點之間繪製一個圓柱體，同時在相鄰的兩圓柱體之間繪製一個圓球進行連接； 4)採用K-DOPS樹進行導絲與血管之間碰撞檢測； 5)採用非迭代的約束方法計算導絲與血管之間的接觸力並進行碰撞響應； 6)使用Verlet積分公式來迭代更新導絲的位置與速度； 7)利用拉格朗日乘數和快速投影方法來實現導絲的不可伸縮特性； 8)使用力反饋設備PhantomOmni來渲染導絲給用戶的作用力。
2.根據權利要求I所述的一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，所述的採用基爾霍夫彈性杆模型，對導絲進行建模，並利用拉格朗日方程計算導絲在仿真過程產生的形變力的具體實現過程為 21)將導絲描述成一條被坐標化的曲線Γ= {t, Hi1, m2},其中t表示沿著曲線的單位切線,1 ,! 表示曲線的兩條單位法向量,該三個正交向量構成一個局部移動坐標系{t(s),Iii1(S)，m2 (s)},其中s表示曲線的弧長； 22)利用連續的基爾霍夫彈性杆模型計算被坐標化的導絲的連續彈性能量Ε(Γ)，其中Ε(Γ) = E彎曲(Γ)+E扭曲(Γ)； 23)利用離散的基爾霍夫彈性杆模型對連續的彈性能量進行離散化處理，推導出導絲的離散彈性能量的公式； 24)利用拉格朗日方程對導絲的離散彈性能量進行導絲位置的求導，計算出導絲的形變力。
3.根據權利要求2所述的一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，所述的連續彈性能量Ε(Γ) =Ε^β(Γ)+Ε (Γ)的具體公式為
4.根據權利要求3所述的一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，所述的離散彈性能量Ε(Γ) =Ε^β(Γ)+Ε (Γ)的具體公式為
5.根據權利要求3所述的一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，所述的採用非迭代的約束方法的具體實現過程為 首先計算導絲在血管中的穿刺向量d ； 然後根據穿刺向量計算接觸力F = ^
6.根據權利要求I所述的一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，所述的快速投影方法的具體實現過程為 71)構造導絲的長度約束函數C(p1;P2) = Ip1, p2|-d,其中P1, P2為相鄰兩導絲質點的位置坐標，d為該相鄰兩質點的原始長度； 72)如果長度約束函數的值超過了最低閾值，則對質點Pl，P2進行位置修正並且循環執行該過程直至長度約束函數的值小於最低閾值，其中修正公式為
7.根據權利要求I所述的一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，其特徵在於，所述的力反饋渲染的具體實現方法為 導絲的仿真頻率為50Hz，而力反饋設備的更新頻率要達到1000Hz才能提供平滑的力觸覺，為了實現兩者的同步，採用線性插值的方法來計算力反饋設備的力輸入參數。
全文摘要
本發明涉及一種微創血管介入手術中導絲的實時運動仿真方法，包括以下步驟1)採用三角形表面網格對血管進行建模；2)採用基爾霍夫彈性杆模型，對導絲進行建模，並利用拉格朗日方程計算導絲在仿真過程產生的形變力；3)進行導絲的渲染；4)採用K-DOPS樹進行導絲與血管之間碰撞檢測；5)採用非迭代的約束方法計算導絲與血管之間的接觸力並進行碰撞響應；6)使用Verlet積分公式來迭代更新導絲的位置與速度；7)利用拉格朗日乘數和快速投影方法來實現導絲的不可伸縮特性；8)使用力反饋設備Phantom Omni來渲染導絲給用戶的作用力。與現有技術相比，本發明具有穩定可靠、實現方便、真實高效、工程應用性強等優點。
文檔編號G09B19/00GK102968811SQ20121041320
公開日2013年3月13日 申請日期2012年10月25日 優先權日2012年10月25日
發明者顧力栩, 羅買生 申請人:上海交通大學