使用扭轉不敏感的形狀傳感器進行絕對三維測量的方法和系統的製作方法

2023-06-09 01:30:26 2

專利名稱：使用扭轉不敏感的形狀傳感器進行絕對三維測量的方法和系統的製作方法
技術領域：
本發明的多個方面涉及感知信息來表徵微創手術器械，並且更具體地涉及用來獲 得微創手術器械的形狀信息和絕對三維姿態信息的形狀傳感器。
背景技術：
微創手術中的一個重發性問題是確定手術中使用的一個器械的姿態和/或形狀。而且，確定病人體內的解剖學位置以及將MRI圖像或其他圖像與在手術過程中獲得的病人圖像相關聯需要三維的測量。目前用來獲得關於柔性手術器械的形狀信息的方法包括基於相機和視覺的方法、基於慣性傳感器和陀螺儀傳感器的方法、以及基於電磁場傳感器的方法。而且，存在可以觸及兩個不同的位置並且確定這兩個位置之間的相對關係的機械系統。這些方法在感知精度和準度、對環境條件的敏感性、實際應用中的浸入力方面受至幌制，並且一般僅可以提供手術器械的某個離散數目的點的位置信息。而且，所測量的距離是相對距離而非絕對距離。已知光纖形狀傳感器。參見例如美國專利號5，798，521 (1997年2月27日提交)、美國專利號US6，389，187B1 (1998年6月17日提交)、美國專利申請公開號 US2006/0013523A1 (2005 年 7 月 13 日提交)、以及 Roger G. Duncan etal, Characterization of a Fiber-Optic Shape and Position Sensor, Smart Structuresand Materials 2006:Smart Sensor Monitoring Systems and Applications(D. Inaudiet al. eds.), 6167Proceedings of SPIE 616704 (2006 年 3 月 16 日)，將所有這些通過引用結合在此。光纖形狀傳感器已經被用於感知微創手術器械中的接頭角度。參見例如美國專利申請公開號US2007/0156019A1 (2006年7月20提交)以及NASA TechBriefs, NASA-Inspired Shape-Sensing Fibers Enable Minimally Invasive Surgery(2008 年 2 月 I 日)，http://www. techbriefs. com/content/view/2585/, 二者均通過引用結合在此。典型地，光纖形狀傳感器通過光時域反射測量術(0TDR)或通過光頻域反射測量術(OFDR)來工作。大多數途徑使用了一種背散射方法，該方法測量由光纖形狀的變化所造成的背散射光的變化。使用的散射原理包括瑞利散射、拉曼散射、布裡淵散射以及螢光散射。在形狀感知傳感器中還使用了光纖布拉格光柵以及克爾效應。一些光纖布拉格光柵形狀傳感器對扭轉(twist)是不敏感的。因此，如果該形狀傳感器被扭轉，則使用該扭轉的形狀傳感器獲得的姿態信息是不正確的。對於形狀感知還使用了其他技術。例如，將電磁場與安裝在內窺鏡上的傳感器結合使用以確定一個內窺鏡的位置。參見美國專利申請公開號2007/024990IAl(2006年3月28 日提交，披露了 「Instrument Having Radio Frequency Identification Systems andMethods for Use (具有射頻標識系統的器械和使用方法)」)，將其通過引用以其整體結合在此。而且，已經使用了壓阻式柔性形狀傳感器的阻力變化來測量形狀變化。

發明內容
在一個方面，一種設備包括一個參照夾具。該參照夾具包括一個接頭、並且在一個方面包括追蹤該接頭運動的一個接頭追蹤器。該設備還包括一個手術器械。一個系鏈被連接在該接頭與該手術器械之間。一個形狀傳感器從該參照夾具延伸穿過該接頭、穿過該系 鏈、並且進入該手術器械中。該形狀傳感器基本上沒有扭轉/扭絞(twist)。來自該形狀傳感器的信息與來自該接頭追蹤器的信息相結合提供了相對於該參照夾具的絕對三維信息，即，提供了在一個固定的通用參照系內的絕對三維信息。在該固定的通用參照系內的這種絕對三維信息與來自傳統方法的信息形成了對比，所述傳統方法提供一個手術器械的多個元件之間的相對距離、多個手術器械之間的相對距離、或進行醫療手術的病人體內的多個位置之間的相對距離。在固定的通用參照系內獲得絕對的三維形狀和姿態數據的能力在醫療手術中提供了新水平的能力。此外，在該固定的通用參照系內的絕對的三維姿態數據(位置和取向)允許記錄例如在該固定的通用參照系內的不同的圖像，並且疊加所需要的圖像以促進一個更熟悉的手術過程。在一個方面，該接頭僅具有一個自由度。例如，該接頭是一個滾動接頭並且這一個自由度是滾動。在另一個例子中，該接頭包括一個球和螺杆接頭/螺旋接頭(screwjoint)。在另一個方面，該接頭具有多個自由度，其中包括該一個自由度。對該接頭或接頭組合中的自由度數目進行選擇以輔助外科醫生移動該手術器械。手術器械與參考結構之間的扭轉剛性的系鏈可以抑制/限制外科醫生操縱該手術器械。因此，在參考結構中使用一個接頭或接頭組合來輔助以該手術器械的所有自由度來操縱該手術器械。在該系鏈沒有抑制該手術器械的操縱或者這種抑制作用在手術器械的使用中不顯著的方面，可以在參考結構中使用具有零個自由度的接頭並且不需要接頭追蹤器。該系鏈限定了沿著該系鏈的縱向軸線延伸的一個內腔，並且該形狀傳感器延伸穿過該內腔。在一個方面，該系鏈是扭轉剛性的。在另一方面，一個襯裡延伸穿過了該系鏈中的內腔。該襯裡包括一個襯裡內腔並且該形狀傳感器延伸穿過了該襯裡內腔。該襯裡由一種材料製成，使得該形狀傳感器在該襯裡內自由轉動。在一個方面，該材料是一種氟化聚合物。在另一方面，一個處理器對來自連接到參照夾具上的接頭追蹤器的信息進行處理以產生第一姿態。該接頭追蹤器測量了連接在該系鏈上的接頭的運動。該系鏈將該接頭連接至手術器械。該參照夾具被固定到一個位置以限定一個用於微創手術的固定的通用參照系/參照框架。該處理器還處理來自形狀傳感器的信息以產生第二姿態信息，該形狀傳感器延伸穿過該接頭和該系鏈。該處理器使用該第一姿態信息和第二姿態信息來在該固定的通用參照系內產生該手術器械的近端部分的絕對三維姿態。在一個方面，該形狀傳感器延伸至該手術器械的一個遠端部分。該處理器對來自該形狀傳感器的這個區段的信息進行處理以產生第三姿態信息。該處理器使用該第一姿態信息、第二姿態信息以及第三姿態信息來在該固定的通用參照系內產生該手術器械的遠端部分的絕對三維姿態。該處理器還在該固定的通用參照系內產生了該手術器械的形狀。在一個方面，該手術器械是一種柔性手術器械，如內窺鏡。在另一方面，該手術器械是一種插管。在又一個方面，該手術器械是一種蛇形機器人手術器械，這是柔性手術器械的一個例子。·在另一方面，一種方法將手術器械連接到系鏈的遠端上。該系鏈的一個近端被連接到一個參考結構的接頭上。該參考結構還包括測量該接頭的運動的接頭追蹤器。這種方法使形狀傳感器延伸穿過該接頭和該系鏈而進入該手術器械中。該形狀傳感器提供了信息，用於相對於該參考結構來確定該手術器械的一個部分/部件的絕對三維姿態。在一個方面，這種方法中的手術器械是一種插管並且該方法還包括將該參考結構連接到支撐遙控操作微創手術系統的操縱器的臂上。


圖I是一種微創手術系統的一部分的圖解視圖，該系統包括多個元件用來在固定的通用參照系內產生絕對三維姿態和形狀數據從而表徵手術器械。圖2A是具有第一非圓形截面的系鏈和形狀傳感器的截面視圖。圖2B是具有第二非圓形截面的系鏈和形狀傳感器的截面視圖。圖3是參照夾具的一個方面的透視截面圖。圖4A是一種遙控操作的微創手術系統的一部分的圖解視圖，該系統包括多個元件用來在固定的通用參照系內產生絕對三維姿態，用於多個手術器械。圖4B是一種遙控操作的微創手術系統的一部分的圖解視圖，該系統包括多個元件用來在固定的通用參照系內產生絕對三維姿態和形狀數據，用於另外多個手術器械。圖5是光纖芯的圖解視圖。圖6是光纖的近端的圖解視圖，具有示意性的參照系。圖7是一個圖解視圖，其圖示了在用於形狀感知的光纖中多個區段開始位置處的參照系。在這些圖中，一個參考號的第一位表示帶有該參考號的要素首次出現的圖。
具體實施例方式本發明的多個方面包括一種設備100，該設備進而包括以下各項的組合(i)參照夾具115(圖1)，其包括接頭110以及追蹤接頭110的運動的接頭追蹤器111 ;以及(ii)形狀傳感器140，用於提供手術器械130的姿態信息。使用來自接頭追蹤器111的信息和來自形狀傳感器140的信息，處理器模塊182在固定的通用參照系內在位置Lref處產生了手術器械130的絕對三維形狀以及手術器械130的絕對三維姿態。
如下面更全面地解釋的，該固定的通用參照系的位置Lref對於具體的手術過程可以固定在外科醫生所希望的位置。例如，在位置Lref的該固定的通用參照系相對於進行手術的病人是固定的、相對於遙控操作微創手術系統的操縱器是固定的，等等。在一些手術過程中，位置LO和位置Lref可以是同一個位置。典型地，參照夾具115被安裝在位置LO處。位置LO的姿態與該固定的通用參照系之間的關係是已知的。因此，控制器180將位置LO的姿態映射到位置Lref處的固定的通用參照系。在一個方面，在將參照夾具115在位置LO處固定就位後，位置Lref被指派給另一個位置。例如，將位置Lref處的固定的通用參照系選擇為在病人190的嘴處,其中x軸和z軸位於病人的矢狀面內，z軸垂直於手術臺191向上，並且z軸指向病人的腳。然後在一個記錄步驟中，使用手術器械130的尖端來接觸病人190和手術臺191上的若干個預定的參考點。該處理器使用所測量的這些參考點相對於參照夾具115的位置來計算位置LO處的框架相對於該固定的通用參照系Lref的位置和取向。在這個示例中，位置Lref是在病人的嘴處，並且位置LO的姿態，其是形狀傳輸(shape sending)的開始,被映射到位置Lref處的固定的通用參照系。因此,將這些絕對測量結果(下面相對於參照夾具115上的一個位置處的參照系進行更全面地描述)被映射到位置Lref處的固定的通用參照系。在這個例子中，位於夾具115中位置LO處的參照系內的絕對測量結果(如下面更全面地說明的)被自動映射為在病人上的位置Lref處的固定的通用參照系內的絕對測量結果。當位置Lref處的固定的通用參照系相對於進行手術的病人被固定時，設備100提供了手術器械130相對於病人的絕對三維形狀和姿態的數據。這種絕對三維信息與來自傳統方法的信息形成了對比，該傳統方法提供手術器械的多個元件之間的相對距離、多個手術器械之間的相對距離、或進行醫療手術的病人體內的多個位置之間的相對距離。在固定的通用參照系內獲得絕對的三維形狀和姿態數據的能力在醫療手術中提供了新水平的能力。此外，相對於該固定的通用參照系的該絕對的三維姿態數據(位置和取向)允許記錄，例如在該固定的通用參照系內的不同的圖像並且疊加所需的這些圖像以促進一個更熟悉的手術過程。在圖I的方面，參照夾具115包括具有至少一個自由度的接頭110和接頭追蹤器111。參照夾具115被適配為固定至感興趣的位置上，例如手術臺的一部分、遙控操作微創手術系統上的一個位置，等等。用來固定該參照夾具115的手段是在使用期間將該參照夾具牢固附著於所希望的位置的任何傳統手段。系鏈120被連接在參照夾具115的接頭110與手術器械130之間。在一個方面，系鏈120具有近端，該近端連接在參照夾具115中的接頭110上。系鏈120的遠端連接到手術器械130上。系鏈120的近端在該一個自由度上的運動導致了接頭110在該一個自由度上的運動。系鏈120的特性在下面更全面地描述。接頭110的移動輔助了外科醫生在該一個自由度上操縱手術器械，因為接頭120有助於系鏈120在這個自由度上的移動。系鏈120的近端的運動被傳遞至接頭110。接頭追蹤器111測量了接頭110的運動並對控制器180提供信息。在這個例子中，考慮了具有單個自由度的接頭並且在下面更全面地描述的示例中，該接頭是一個滾動接頭。使用具有單個自由度的接頭僅是示意性的並且不旨在進行限制。如下面更全面地說明的，在該參照夾具處可以測量一個或多於一個自由度。使用滾動接頭也只是示意性的。可以使用的另一種接頭是球和螺杆接頭。鑑於本公開，本領域的普通技術人員可以在該參照夾具中應用一個接頭或接頭組合，該接頭具有適當數目的自由度以輔助在手術器械被連接在系鏈上時使用該手術器械。手術器械130可以是多種不同的手術器械中的任何一種。例如，手術器械可以是在腹腔鏡檢查手術中使用的器械、在天然孔口經腔內鏡手術(NOTES)過程中使用的器械、插管、蛇形機器人手術器械、用於建立參考位置的探針、或在該柔性醫療器械的絕對三維姿態和形狀信息很有用的醫療手術中使用的任何柔性器械。在圖I的方面，手術器械130表示為在遠端具有末端執行器的柔性手術器械。這 僅是示意性的並且並非旨在將手術器械130限制於僅僅柔性的手術器械。形狀傳感器140從參照夾具115延伸穿過接頭110和接頭追蹤器111、穿過系鏈120並且進入手術器械130而到達手術器械130的遠端部分。在圖I的方面，形狀傳感器140被展示為穿過了參照夾具115、接頭110和接頭追蹤器111、系鏈120以及手術器械130中每個之中的內腔。這僅是示意性的並且不旨在限制於這個具體的例子。鑑於本公開，本領域的普通技術人員可以相對於參照夾具115、穿過接頭110和接頭傳感器111、穿過系鏈120和手術器械130來定位該形狀傳感器140，以提供為了測定所用手術器械的絕對三維姿態和形狀所必須的信息。在一個例子中，形狀傳感器140是形狀感知光纖並且在詢問器170中使用了光頻域反射測量術。具體而言，形狀感知光纖使用了光纖布拉格光柵。使用光纖布拉格光柵僅是示意性的並且不旨在限制於這個具體的產生背散射的機制。鑑於本公開，可以使用其他的管線形狀感知技術，包括但不限於瑞利散射、拉曼散射以及布裡淵散射。此外，使用形狀感知光纖也僅是示意性的並且不旨在進行限制。對於一種具體類型的形狀傳感器140，使用了用於該形狀傳感器的詢問器。使用與下面更全面地描述的相同的技術來處理來自該詢問器的數據以獲得絕對三維數據。因此，如之前描述的，這個示例展示了使用形狀感知光纖來產生絕對三維姿態信息並且不旨在限制於所描述的這種具體的形狀感知光纖。在一個方面，使用多芯的形狀感知光纖來實現/實施該形狀傳感器140。在一個實例中，該光纖是三芯的光纖，如下面更全面地說明的。在其他實施方案中，可以使用各種數目的芯。詢問器170詢問該形狀傳感器140中的光纖並將形狀信息提供給控制器180中的輸入/輸出模塊181。處理器模塊182中的處理器使用形狀信息處理模塊184來處理該輸A /輸出模塊181所接收的信息。使用來自接頭追蹤器111的信息，確定了位置LO處該參照系的姿態。注意在這個例子中，位置LO處該參照系的位置是固定的，但是位置LO處該參照系的取向可以隨著接頭110的移動而改變。取決於接頭110的類型，位置LO處該參照系的位置和取向的不同自由度隨著該接頭的移動而改變。該處理器使用來自該形狀傳感器140的信息進行積分，如下面更全面地說明的。該積分產生了位置LI處的框架在位置LO處的參照系中的姿態信息。該處理器將這個姿態信息與位置LO處的參照系的姿態進行組合而產生了位置LI處的這個框架在位置Lref處的固定的通用參照系中的姿態信息。類似地，來自傳感器140的信息從位置LO到位置L2的積分產生了位置L2處的框架在位置LO處的參照系中的姿態信息。將其與位置LO處的參照系的姿態進行組合產生了位置L2處的該框架在位置Lref處的固定的通用參照系中的姿態信息。該積分還提供了位置LI與L2之間的手術器械130在位置Lref處的固定的通用參照系中的形狀信息。在這個例子中，位置LO處的起始位置(Xtl, y0, Z0)是固定的且已知的並且被映射到位置Lref處的固定的通用參照系。這個在該固定的通用參照系中起始位置在下面更全面地描述的例子中被用於偏移矢量中(見表達式(17))。該固定的通用參照系的取向(包括來自接頭追蹤器111的測量結果)被用於坐標系矩陣中HT(見表達式(9))。用於獲得曲線坐標L0+S1處(即在位置LI處)的坐標(xn，yn, zn)的步驟的更詳細說明被描述於Gius^pe EPrisco的，於2008年6月30日提交的，標題為「FIBER OPTICSHAPE SENSOR (光纖形狀傳感器)」的美國專利申請號12/164，829的共同待審且共同受讓的美國專利申請公開號US2009/0324161A1中，將其通過引用以其全文結合在此。形狀傳感器140鄰近接頭110和接頭追蹤器111被固定就位。(此處，遠端是朝向手術器械130遠離接頭110和接頭追蹤器111並且近端是相反方向)。位置LO典型地在接頭100追蹤器111的中線處，以便形狀傳感器140被固定在離開位置L0、即離開所感知的區域的一個位置。
用於將形狀感知光纖固定就位的技術和方法被描述於共同受讓的美國專利申請號 12/164，297 (標題為 「FIXTURE FOR SHAPE-SENSING OPTICAL FIBER IN A KINEMATICCHAIN (用於運動鏈中的形狀感知光纖的夾具)」，發明人名字為Theodore W. Rogers和Giuseppe Prisco，並且於2008年6月30日提交)中，將其通過引用以其全文結合在此。而且，可以使用在典型行業中用於在光纖中產生服務環的傳統技術。在一個方面，形狀傳感器140在該形狀傳感器140進入手術器械130的位置LI處具有一個已知特徵，如已知的幾何形狀。在一個方面，手術器械130中形狀傳感器140的遠
端能自由移動。用於在手術器械130中的遠端進入位置處實現形狀傳感器140中的一個已知特徵的適當技術被描述於共同受讓的美國專利申請號12/618000，其標題為「FIBER OPTICSHAPE SENSOR (光纖形狀傳感器)」，發明人名字為Gius^pe M. Prisco，並且於2009年11月13日提交)中，將其通過引用以其全文結合在此。而且還參見共同受讓的美國專利申請號 12/618，082,其標題為 「Method and System to Sense Relative Partial-PoseInformation Using a Shape Sensor (使用形狀傳感器感知相對的局部姿態信息的方法和系統)」，發明人名字為Vincent Duindam等人，於2009年11月13日提交，將其通過引用以其全文結合在此。在一個方面，該已知特徵在幾何中心位於位置LI處的形狀傳感器140中是S曲線。形狀傳感器140所在的內腔可以被成型為提供這個已知特徵，或者替代地，可使用形狀傳感器140上的一個夾子或多於一個夾子來產生該已知特徵。在形狀傳感器140的進入點處使用已知特徵是可選的。替代地，可以測量該系鏈的長度以及在參照夾具115中從位置LO到該系鏈的近端的任何距離的長度以便確定位置LI。在一些應用中，對位置LI不感興趣。典型地，對於柔性手術器械，感興趣的是該手術器械的遠端的最後半米到一米的形狀以及該手術器械的遠端的形狀。在形狀傳感器140是多芯的形狀感知光纖的方面，要小心防止形狀傳感器140在系鏈120和手術器械130中扭轉，因為扭轉使得所測量的形狀信息歪曲了。事實上，在僅依賴於一個形狀傳感器來確定三維姿態的一些傳統系統中，扭轉的存在導致了不正確的測定結果。在一個方面，通過對系鏈120的本體以及手術器械130的本體使用扭轉剛性的材料來緩解該形狀傳感器140的扭轉(圍繞其切向軸線的轉動)。適合用於這些本體的材料包括在內窺鏡本體中使用的材料。此處，扭轉剛性的本體是在正常荷載和正常使用狀態下使用時具有小於閾值的扭轉度的本體。該閾值是在外科醫生使用手術器械130時可能干擾其的扭轉量，因為由於該形狀傳感器的扭轉引起的測量誤差，器械130的視覺圖像沒有跟隨外科醫生在操縱手術器 械130時所做出的運動。實驗顯示，閾值加上或減去十度的扭轉對大多數外科醫生是可接受的。為了進一步限制形狀傳感器140的任何扭轉，可以將扭轉剛性的本體與該本體內具有非圓形截面的內腔和具有同樣的非圓形截面的形狀傳感器結合使用。這樣的截面防止了該形狀傳感器在該內腔內扭轉並且因此任何扭轉都是該扭轉剛性的本體所傳遞的扭轉。例如，在圖2A中，扭轉剛性的本體210A具有帶有非圓形截面211A的內腔，並且形狀傳感器240A具有相同的非圓形截面。在圖2B中，扭轉剛性的本體210B具有帶有圓化的三角形截面211B的內腔，並且形狀傳感器240B具有相同的圓化的三角形截面。圖2A和2B中的截面僅是示意性的並且不旨在進行限制。當已知該形狀傳感器的截面形狀時，可以在該扭轉剛性的系鏈中形成具有基本上相同截面形狀的內腔。例如，如果該形狀傳感器的截面是字母D的形狀，則該系鏈中的內腔的截面將具有字母D的形狀。在另一方面，通過將形狀傳感器140封閉在低摩擦的管路中來緩解形狀傳感器140的扭轉，以便形狀傳感器140在該管路的內腔中自由轉動並且不扭轉超過該閾值，而與管路中的任何扭轉無關。使該低摩擦的管路穿過該系鏈以及手術器械中的這些內腔。作為一個例子，該低摩擦的管路是由氟化聚合物形成的。氟化聚合物的一個例子是聚四氟乙烯(PTFE)。替代的，可以將扭轉剛性的本體與插入該扭轉剛性的本體的內腔中的低摩擦管路結合使用。不管是否使用扭轉剛性的系鏈本體，在該系鏈的內腔中使用低摩擦的管路，或使用二者的組合，該形狀傳感器保持是基本上不扭轉的。在此，基本上不扭轉是指該形狀傳感器的扭轉小於以上對於該扭轉剛性的系鏈所描述的閾值。圖3是參照夾具315的一個例子的透視截面圖。參照夾具315的本體350具有內腔351，該內腔從第一邊緣表面352到第二邊緣表面353而延伸穿過本體350。本體350還包括多個螺紋螺孔，這些孔從第一邊緣表面352並且從第二邊緣表面353而延伸進入本體350中。在圖3中，這多個螺紋螺孔中的螺紋螺孔363-1、363-3、364-1、364-3是可見的。這多個螺紋螺孔被用來將滾動接頭310固定到本體350上。滾動接頭310包括安裝在內腔351中的第一軸承361和第二軸承362。第一和第二軸承361、362支撐空心杆360，該空心杆穿過內腔351。空心杆360延伸超過第一邊緣表面 352。系鏈320被夾子321連接到延伸超過第一邊緣表面352的空心杆360的末端上。因此，系鏈320的近端的滾動運動/橫搖運動被傳遞至杆360。空心杆360也延伸超過第二邊緣表面352並且穿過滾動接頭追蹤器311中的內腔，該內腔被固定到空心杆360上。因此，當杆360轉動時，滾動運動被傳遞至滾動接頭追蹤器311並且由滾動接頭追蹤器311測量。滾動接頭追蹤器311是傳統的光學接頭追蹤器並且因此是本領域的普通技術人員已知的。使用光學接頭追蹤器僅是示意性的並且不旨在進行限制。選擇一個接頭或多個接頭時，可以選擇適當的追蹤機制。如果該接頭沒有自由度，則不使用接頭追蹤器。形狀傳感器340穿過空心杆360並且在形狀傳感器340鄰近滾動接頭追蹤器311而穿出杆360的末端之後被固定就位。形狀傳感器340如以上描述的被固定就位。 在圖3的例子中，夾具315限制了單個自由度。在其他實現方式中，該參照夾具可以限制另外的自由度以改進該手術器械的可操縱性。在固定的通用參照系內獲得三維形狀和姿態測量結果的能力增強了微創手術過程可獲得的能力。考慮了兩個例子。在第一個例子中，組合地使用了遙控操作微創手術系統和腹腔鏡檢查系統。在第二個例子中，僅考慮了腹腔鏡檢查系統。第一個例子包括傳統的遙控操作微創手術系統，如加利福尼亞州森尼維耳市直觀手術公司(Intuitive Surgical, Inc.)製造的daVinei 手術系統，並且使用了該系統對於其自身所具有的內部系統知識。第二個例子是一種總體上腹腔鏡檢查的形式，將所有信息直接與腹腔鏡定位系統匯集在一起。在關於微創機器人手術系統的該第一個例子中，圖4A中僅展示了該系統的一部分。推車405支撐多個操縱器。在這個例子中，展示了內窺鏡相機操縱器406。安裝在內窺鏡相機操縱器406上的參照夾具415與參照夾具115相似，除了參照夾具415是連接到多個系鏈上，這些系鏈在這個例子中包括系鏈421和系鏈422。而且在這個例子中，位置Lref處的固定的通用參照系被限定在病人490上的一個位置處。穿過系鏈421的形狀傳感器的參照系被限定在位置LO-I處並且穿過系鏈422的形狀傳感器的參照系被限定在位置L0-2處。以上面關於圖I所描述的相類似的一種方式，位置LO-I處的參照系中的姿態被控制器180映射到位置Lref處的固定的通用參照系。類似地，位置L0-2處的參照系中的姿態被控制器180映射到位置Lref處的固定的通用參照系。在這個例子中，穿過系鏈421的形狀傳感器在離開系鏈421並且進入插管431中之後具有一個已知特徵，如S曲線。類似地，穿過系鏈423的形狀傳感器在離開系鏈422並且進入插管432中之後具有一個已知特徵。插管431、432是具體的手術器械的例子。在這個例子中，參照夾具415包括第一接頭追蹤器，該第一接頭追蹤器追蹤該連接在系鏈421上的接頭的運動，該系鏈進而連接至插管431上；以及第二接頭追蹤器，該第二接頭追蹤器追蹤該連接在系鏈422上的接頭的運動，該系鏈進而連接至插管432上。然而，在一些方面，即使該系鏈是扭轉剛性的，在不提供在參考結構中具有任何自由度的接頭的情況下，該手術器械的可操縱性可能是足夠的。例如，插管在附接至扭轉剛性的系鏈上時可能是足夠可移動的，從而不需要一個運動度的接頭。在這種情況下，該參考結構中的接頭具有零個自由度並且不使用接頭追蹤器。在插管431中的形狀傳感器的已知特徵提供信息，該信息經過處理以確定在位置L3處插管431的姿態。來自傳感器140的信息的積分(如下面更全面地描述的)是從位置LO-I進行到位置L3而產生位置L3處的框架在位置LO-I處的參照系中的姿態信息。將其與位置LO-I處的參照系的姿態進行組合產生了位置L3處的這個框架在位置Lref處的固定的通用參照系中的姿態信息。這個過程與以上關於圖I的描述相同。使用同樣的方法來獲得位置L4處的插管432在位置Lref處的固定的通用參照系內的三維姿態。其上安裝了參照夾具415的這個操縱器的三維姿態信息在微創手術系統內部是已知的。因此，在該固定的通用參照系內產生的插管431、432的姿態信息可以被映射到操縱器的參照系。手動插入的手術器械(圖4B)的插入深度通過在被拴住的插管432與手術器械433之間增加第二系鏈423來進行測量。該形狀傳感器延伸穿過位置L0-2、穿過系鏈421到插·管432、並且從套管432穿過系鏈423到手術器械433中的一個已知部件/特徵(feature )。在圖4B的例子中，在位置Lref處的固定的通用參照系內位置L5處的姿態以及在位置Lref處的固定的通用參照系內位置L4處的姿態被用來確定該插入深度。這兩個位置的姿態之間的距離隨著器械433被插入而減小。一種使用遙控操作微創手術系統的系統具有的顯著優點在於，對相機的參考可以使用該系統已知的狀態變量，如相機角度、相機尖端的插入深度以及焦點深度。在僅僅一個腹腔鏡檢查系統中，所有這些變量都必須直接測量。系鏈回到相同參考點的所有插管位置的直接測量可以以上面所描述的相同方式來建立這些器械插管相對於該相機插管的矢量。這種範圍插入的深度可以用如上描述的另一個系鏈來測量。如以上說明的,在一個方面,使用一種帶有光纖布拉格光柵的多芯的光纖來實現/實施該形狀傳感器。在一個實例中，該光纖是三芯的光纖，如下面更全面地說明的。在其他實施方案中，可以使用各種數目的芯。在這個例子中，詢問器170詢問該光纖並將來自該光纖的形狀信息提供給控制器180中的輸入/輸出模塊181。詢問器170以標準的光學背散射反射計對該光纖中的每個芯執行光頻域反射測量術。該形狀信息作為離散的曲線坐標S (t)的函數被分析。控制器180的處理器模塊182中的處理器在儲存於儲存器183的形狀信息處理模塊184中執行計算機指令。該處理器確定位置LO處的參照系。該處理器然後從位置LO處的參照系的位置到位置LI處的已知部件/特徵(feature)的幾何中心來進行積分。在一個方面，該已知部件/特徵的幾何中心的位置是通過尋找代表該已知特徵的形狀標誌的中心而確定。該積分(見下面的表達式(15))產生位置LI處的已知特徵的x-y-z位置和取向，這進而可以用於確定該已知特徵相對於位置Lref處的固定的通用參照系的位置和幾何中心的角度。對於獲得曲線坐標L0+S1處的坐標(xn，yn, zn)的方法的更詳細說明被描述於共同待審的且共同受讓的美國專利申請公開號US2009/0324161A1中，將其通過引用以其全文結合在此。圖5是光纖芯500的一種結構的圖解視圖。其他的結構展示在共同待審的且共同受讓的美國專利申請公開號US2009/0324161A1中。在圖5中，為清楚起見省略了周圍的包皮和光纖。所示的這許多豎線中每條都代表單獨的、相鄰的光纖布拉格光柵。如下面所說明的，每個芯是在單個光纖中具有三個或更多個芯的一種芯。如以上指出並在圖5中示出的，對於該光纖並且因此對於芯500和其他芯(未示出)限定一個曲線坐標系s(t)。在一些情況下，坐標系S(t)的原點的位置LO是相對於夾具115限定的，如以上描述的。 一旦限定了原點位置L0，就在沿著該芯的位置之間限定了一個或多於一個形狀感知區段。一個芯的每個限定的形狀感知區段包含一個完整的光纖布拉格光柵的一部分或一個完整的光纖布拉格光柵、或許多相鄰的光纖布拉格光柵。如圖5中所不，芯500具有沿著其整個場地限定的光纖布拉格光柵，形狀感知區段518被限定在該芯的遠端處，在該光纖布拉格光柵結構的芯中沒有限定另外的區段。形狀感知區段在位置L9處開始並延伸了一段距離S9。圖6是光纖600的近端的圖解視圖，其中限定了一個示意性的參照系。如圖6中所不，光纖600在一個包層600a中具有三個光纖布拉格光柵結構的芯602a、602b、602c。每個芯602a、602b、602c被定位在位於光纖600中心的一個等邊三角形的頂點處。如圖6中所不,對光纖600限定了一個笛卡爾參照系。該笛卡爾參照系的一個軸與這些芯之一相交(作為一種圖不，顯不X軸與芯602a相交)並且另一個軸與光纖600的中線相切(作為一種圖示，顯示的是z軸)。限定X軸延伸穿過一個芯提供圍繞光纖600的一個轉動參照物。X軸的限定是任意的並且可以基於植入/嵌入該光纖的運動鏈的幾何形狀。例如，可以使X軸與該光纖被植入在其中或與之關聯的運動鏈的一個接頭軸線對齊。當用一個與曲線坐標系S (t)的原點一致的原點來定義時，圖6中顯示的笛卡爾參照系(X，y, z)用作一個基礎系/基礎框架(base frame)。當用一個區段開始位置處的原點來定義笛卡爾參照系時，該笛卡爾參照系用作形狀感知區段參照系。可以類似地在一個區段結束位置定義笛卡爾參照系。雖然圖6中顯示了三個芯，但可以使用其他數目的芯(例如，兩個相反(opposite)的芯用於平面彎曲測量，四個芯用於測量光纖扭轉，等等)。圖7是一個圖解視圖，示出了在用於形狀感知的光纖中多個區段起點處的參照系。圖7描繪了一種光纖700,該光纖在一個實施方案中配置有如圖6中不出的三個芯(可以使用四個芯或其他的芯結構)。在光纖700中限定了兩個形狀感知區段。第一區段702a被定義為從曲線參考位置LO (區段起點)到曲線參考位置IiHS1 (區段終點)。第二區段702b被定義為從曲線參考位置LI (區段起點)到曲線參考位置Ll+S2 (區段終點)。根據本發明的一個方面，第一笛卡爾參照系704a被定義在區段起點LO處。參照系704a的z軸與光纖700的中線在區段起點LO處相切。參照系704a的x軸延伸穿過這些芯中的一個，如在圖6中圖解示出並說明的。類似地，在區段起點LI處定義了第二個笛卡爾參照系704b，參照系704b的z軸與光纖700的中線在區段起點LI處相切。參照系704b的x軸與參照系704a的X軸延伸穿過同一個芯。圖8中示出的基礎參照系以及圖7中示出的這兩個區段起點參照系是相關的，因為所有這三個都具有限定穿過相同芯(例如，芯702a)的法向軸(例如X軸)。下面示出了通過控制器180中的一個電子數據處理單元(有時簡稱為處理器)進行的計算。技術人員將理解的是，存在許多硬體、固件和軟體選擇來用於構建電子數據處理單元，並且必要的計算的實施可以鑑於本說明書來進行。局部應變的表達式e (S)被寫為沿著給定光纖芯的距離的函數，en= e (A dn)(I)其中Ad是每個指數n的距離增量。Ad的值通過基於OFDR的詢問器的解析度(resolution)來設定。例如，作為沿每個光纖芯的距離的函數的局部應變e (s)是通過對每個芯使用「光背散射反射計」(來自弗吉利亞州羅阿諾克Luna InnovationsIncorporated的可商購的產品)獲得的。此裝置能夠將反射光的相導數以沿光纖芯 的距離的函數輸出，如在 Optical Backscatter Reflectometer User Guide Chaps5-6, 33-60(Luna Technologies, Inc. 2004)(Document version I. 0 for OBR controlsoftware version 0. 42Beta)中所示,將其通過引用結合在此。這樣的相導數信息與在表達式⑴中的所希望的局部應變e (S)成比例。對於預設的擾動，需要芯之間的微分應變。對於三個芯，所要求的微分應變是A Epjn= e2；n-eljn(2a)Aeqn= e 3,n- e i,n(2b)其中A ￡5和A e q表示這兩個微分應變陣列。這些微分應變接著可以通過使用簡單的線性轉換而轉化成正交坐標系中的局部彎曲(local bend),
Jmpx mqTAspn~kJ—LwU(3)該m矩陣是對該多芯的光纖的完全描述，獲取這些芯的位置以及光纖在該坐標系中的初始旋轉取向的效果。接著，使用這兩個旋度值根據以下等式來創建一個與圍繞X軸的角度0x，n的第一旋度和圍繞I軸的9 y, n的第二旋度的乘積相等的旋度矩陣
'I 0 0.. = 0 cos 0 -sin 0
0 sin 6 cos 61
cos^ 0 sin 6L= 0 I 0
-sin 6 0 Lus— Rx.i!(4)對於小角度的近似，以上表達式簡化為
=_ 1 0 ey,n _Rn = 0 I - ex,n
9y,n 6X, I j(5)
其中，由於使用了一階小角度近似T僅在0 X 1並且0 y l時是一個有效的旋度矩陣。如果使用足夠小的空間增量，則不難滿足以上條件。然後將這個旋度矩陣移動到該坐標系中在光纖上第n個位置處。以此方式，將計算結果沿該光纖的長度向下迭代，沿這個路徑重新構建該切矢量並且限定該旋轉坐標系的這些矢量。迭代公式為
權利要求
1.一種設備，其包括 參照夾具，該參照夾具包括接頭； 手術器械； 被連接在該接頭與該手術器械之間的系鏈；以及 形狀傳感器，該形狀傳感器從該參照夾具延伸穿過該接頭、穿過該系鏈並且進入該手術器械中， 其中該形狀傳感器在該系鏈中基本上沒有扭轉，並且 其中來自該形狀傳感器的信息被用於產生相對於一個固定的通用參照系的絕對三維信息。
2.如權利要求I所述的設備，其中該參照夾具進一步包括接頭追蹤器，其中該接頭追蹤器追蹤該接頭的運動並且其中來自該接頭追蹤器的信息與來自該形狀傳感器的信息相結合被用於產生相對於該固定的通用參照系的絕對三維信息。
3.如權利要求I所述的設備，其中該接頭僅具有一個自由度。
4.如權利要求3所述的設備，其中該接頭包括滾動接頭並且所述一個自由度是滾動。
5.如權利要求I所述的設備，其中該接頭沒有自由度。
6.如權利要求I所述的設備，其中該形狀傳感器一旦進入該手術器械中則包括一個已知特
7.如權利要求I所述的設備，其中該系鏈限定沿著該系鏈的縱向軸線延伸的內腔，並且該形狀傳感器延伸穿過該內腔。
8.如權利要求I所述的設備，其中該系鏈包括扭轉剛性的系鏈。
9.如權利要求8所述的設備，其中該系鏈限定沿著該系鏈的縱向軸線延伸的內腔，並且該形狀傳感器延伸穿過該內腔。
10.如權利要求9所述的設備，其中該內腔具有與該縱向軸線垂直的非圓形截面，並且進一步地其中該形狀傳感器延伸穿過該系鏈的部分具有所述非圓形截面。
11.如權利要求7所述的設備，進一步包括 襯裡，該襯裡延伸穿過該內腔、具有襯裡內腔， 其中該形狀傳感器延伸穿過該襯裡內腔，以及 其中該襯裡包括一種材料，使得該形狀傳感器在該襯裡內自由轉動。
12.如權利要求11所述的設備，其中該材料是氟化聚合物。
13.如權利要求I所述的設備，其中該手術器械是插管，並且該設備進一步包括 第二手術器械；以及 連接在該插管與該第二手術器械之間的第二系鏈。
14.如權利要求I所述的設備，其中該手術器械包括柔性的手術器械。
15.—種方法,包括 通過處理器來處理來自接頭追蹤器的信息以產生第一姿態信息； 其中該接頭追蹤器被連接到參照夾具上； 其中該接頭追蹤器測量連接到所述系鏈的接頭的運動；以及 其中該參照夾具被固定到用於微創手術的位置並且被用於建立固定的通用參照系； 通過該處理器來處理來自形狀傳感器的信息以產生第二姿態信息，該形狀傳感器延伸穿過該接頭和該系鏈；以及 通過該處理器使用所述第一姿態信息和所述第二姿態信息在該固定的通用參照系內產生該手術器械的近端部分的絕對三維姿態。
16.如權利要求15所述的方法，其中該形狀傳感器延伸至該手術器械的遠端部分，並且該方法進一步包括 通過該處理器來處理來自所述延伸穿過該手術器械的形狀傳感器的信息以產生第三姿態信息。
17.如權利要求16所述的方法，其中該方法進一步包括 通過該處理器使用該第三姿態信息在該固定的通用參照系內產生該手術器械的所述遠端部分的絕對三維姿態。
18.如權利要求16所述的方法，其中通過該處理器使用該第三姿態信息而產生進一步包括 在該固定的通用參照系內產生該手術器械的形狀。
19.如權利要求15所述的方法，其中該手術器械包括插管。
20.如權利要求15所述的方法，其中該手術器械包括柔性的手術器械。
21.一種方法，其包括 將手術器械連接到系鏈的遠端； 將該系鏈的近端連接到參考結構的接頭上，其中該參考結構包括測量該接頭的運動的接頭追蹤器；以及 使形狀傳感器延伸穿過該接頭和該系鏈而進入該手術器械中， 其中該形狀傳感器提供信息，用於在固定的通用參照系內產生該手術器械的一個部分的絕對三維姿態。
22.如權利要求21所述的方法，其中該手術器械包括插管，並且該方法進一步包括 將該參考結構連接到支撐遙控操作微創手術系統的操縱器的臂上。
全文摘要
一種設備包括一個參照夾具。該參照夾具包括一個接頭、以及追蹤該接頭運動的一個接頭追蹤器。該設備還包括一個手術器械。一個系鏈被連接在該接頭與該手術器械之間。一個形狀傳感器從該參照夾具延伸穿過該接頭、穿過該系鏈、並且進入該手術器械中。該形狀傳感器基本上沒有扭轉。該接頭追蹤器測量該接頭的運動。來自該形狀傳感器的信息與來自該接頭追蹤器的信息相結合提供了相對於該參照夾具的絕對三維信息，即，提供了在一個固定的通用參照系內的絕對三維信息。
文檔編號A61B19/00GK102753114SQ201180009341
公開日2012年10月24日 申請日期2011年1月28日 優先權日2010年2月12日
發明者C·J·莫爾, G·M·普裡斯科, K·D·斯託伊, M·J·科瑞特, T·W·羅傑斯, V·多文戴姆 申請人:直觀外科手術操作公司