CN105283119A - 用于血流储备分数模拟的形状感测超声探头 - Google Patents

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Abstract

一种医学系统，包括：医学仪器(102)，其被配置用于介入部署；以及形状感测系统(104)，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为测量在所述介入部署期间的所述医学仪器的形状。成像设备(106)被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为对所述成像设备被部署在其中的腔进行成像。配准模块(140)被配置为将在特定时间处的所述医学仪器的所述形状和所述腔的图像进行配准，以在考虑运动的情况下重建所述腔的三维几何结构。

Description

用于血流储备分数模拟的形状感测超声探头
技术领域
本公开涉及医学仪器，并且更具体地涉及与超声探头一起使用以计算在医学应用中的血流储备分数的形状感测系统。
背景技术
血流储备分数(FFR)是在冠状动脉导管插入术中用于测量跨冠状动脉狭窄(变窄，通常是由于动脉粥样硬化)的压力差，以确定狭窄阻碍氧气递送至心脏肌肉(心肌缺血)的可能性的技术。在冠状动脉导管插入术期间，使用鞘管和导丝来插入导管。FFR使用在线的端部上的小传感器(通常是换能器)来测量压力、温度和流量，以确定病变的精确严重性。当前临床实践是使用压力线来在潜在狭窄之前和之后测量压力。备选地，压力线的拉回能够被执行，并且沿血管记录压力。尽管压力线准许测量压力，但是它的插入也可能引起流量模式中的扭曲，从而导致不正确的测量。
作为非侵入性的备选，基于容积计算机断层摄影(CT)血管造影(CTA)图像的血流储备分数(FFR)模拟正变得越来越重要。然而，针对FFR模拟的一个关键的部分是对模拟然后在其上被计算的底层血管几何结构的准确知晓。
发明内容
根据本原理，一种医学系统，包括：医学仪器，其被配置用于介入部署；以及形状感测系统，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为测量在所述介入部署期间的所述医学仪器的形状。成像设备被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为对所述成像设备被部署在其中的腔进行成像。配准模块被配置为将在特定时间处的所述医学仪器的所述形状和所述腔的图像进行配准，以在考虑运动的情况下重建所述腔的三维几何结构。
一种用于针对血流储备分数(FFR)模拟跟踪腔运动的医学系统，包括：医学仪器，其被配置用于介入部署；以及形状感测系统，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为测量在所述介入部署期间的所述医学仪器的形状。成像设备被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为对所述成像设备被部署在其中的腔进行成像。处理器被包括，并且存储器被耦合到所述处理器。所述存储器包括配准模块，所述配准模块被配置为将在特定时间处的所述医学仪器的所述形状和所述腔的图像进行配准，以提供融合的数据，所述融合的数据在考虑所述腔的运动的同时重建几何结构。FFR模拟模块被配置为基于所述融合的数据计算在所述腔中的流量特性。
一种用于跟踪腔运动的方法，包括：提供医学仪器，其具有被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中的形状感测系统的，和被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中的医学成像设备；在介入部署期间同时地测量所述医学仪器的形状以及使用所述医学成像设备来测量腔的图像；并且将所述医学仪器的所述形状融合到在对应的时间处的所述腔的所述图像，以在考虑运动的情况下重建所述腔的三维几何结构。
本公开的这些及其他目的、特征和优点将通过结合附图阅读的说明性实施例的以下详细描述而变得显而易见。
附图说明
本公开将参考以下附图详细呈现优选实施例的以下描述，其中：
图1是示出了根据一个实施例的包括形状感测系统和成像探头或设备的医学系统的方框/流程图；
图2是根据一个实施例示出了针对三个时间戳记的超声图像的形状感测轨迹和用于计算流量特性的参考位置的图；
图3是根据一个实施例的由静脉内超声探头收集的血管图像的横截面的图示；
图4是根据本原理的用于执行血流储备分数(FFR)测量的说明性医学仪器的侧视图；并且
图5是示出了根据说明性实施例的用于确定运动中的腔的三维几何结构的方法的流程图。
具体实施方式
血流储备分数(FFR)是在冠状动脉导管插入术中用于测量跨例如冠状动脉狭窄的压力差的技术。压力线通常在侵入性流程中用于测量狭窄、潜在狭窄或感兴趣区之前和之后的压力差。根据本原理，通过将形状感测的成像探头(例如，血管内超声(IVUS)探头或光学相干断层摄影(OCT)成像设备)用于血流储备分数模拟，来采用备选。在IVUS(或OCT)收集腔直径和血管壁的连续测量结果时，甚至在存在心脏跳动和呼吸运动的情况下，形状感测准许对血管的三维重建。该信息能够被用于生成血管的准确三维甚至四维模型(空间和时间)，作为用于使用例如计算流体动力学的FFR计算的输入。
形状感测血管内超声(IVUS)探头使用具有被附接到导管的远端的小型化超声探头的专门设计的导管，来测量血管的腔和壁两者。尽管IVUS准许连续测量结果的收集，但是整个血管几何结构的重建是困难的，尤其是在心脏跳动和呼吸运动的情况下，这能够引起从其中获得测量结果的位置的不确定性。
这些问题能够通过测量IVUS导管的形状来克服。这能够由被附接至IVUS导管的形状感测系统(例如，多个传感器的光学形状感测或电磁跟踪)来实现。知晓了IVUS探头的形状以及从IVUS获得的血管腔和壁的测量结果两者，能够重建血管几何结构。一旦该信息可用，其能够成为随后的FFR模拟的开始点。
应当理解，将依据医学仪器来描述本发明；然而，本发明的教导要更广泛得多，并且，可应用于任何仪器。在一些实施例中，本原理被采用在跟踪或分析复杂的生物或机械系统中。具体而言，本原理可应用于生物系统的内部追踪流程，在诸如肺、胃肠道、排泄器官、血管等的身体的所有区中的流程。附图中描绘的元件能够被实施在硬件与软件的各种组合中，并且提供可以被组合在单个元件或多个元件中的功能。
能够通过使用专用硬件以及能够运行与合适的软件相关联的软件的硬件来提供附图中示出的各种元件的功能。在由处理器提供时，所述功能能够由单个专用处理器、由单个共享处理器、或由多个个体处理器(它们中的一些能够被共享)来提供。此外，术语“处理器”或“控制器”的明确使用不应被解释为唯一地指代能够运行软件的硬件，并且能够暗含地包括而不限于数字信号处理器(“DSP”)硬件、用于存储软件的只读存储器(“ROM”)、随机存取存储器(“RAM”)、非易失性存储设备等。
此外，在本文中的记载本发明的原理、方面和实施例的所有陈述，以及其具体范例，旨在涵盖其结构和功能等价物。此外，这样的等价物旨在包括当前已知的等价物和未来发展的等价物(即，无论其结构执行相同功能的所发展的任何元件)。因此，例如，本领域技术人员将认识到，本文呈现的框图表示实现本发明的原理的说明性系统部件和/或电路的概念视图。类似地，将认识到，任何流程表、流程图等表示基本上可以被表示在计算机可读存储介质中并因此由计算机或处理器来运行的各种过程，而无论这样的计算机或处理器是否被明确示出。
此外，本发明的实施例能够采取计算机程序产品的形式，所述计算机程序产品可从计算机可用或计算机可读存储介质存取，所述计算机可用或计算机可读存储介质提供用于由计算机或任何指令运行系统使用或者与计算机或任何指令运行系统结合来使用的程序代码。出于该描述目的，计算机可用或计算机可读存储介质能够是可以包括、存储、通信、传播或运输用于由指令运行系统、装置或设备使用或与其结合来使用的程序的任何装置。所述介质能够是电子的、磁性的、光学的、电磁的、红外的或半导体系统(或者装置或设备)或传播介质。计算机可读介质的范例包括半导体或固态存储器、磁带、可移除计算机软盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、刚性磁盘以及光盘。光盘的当前范例包括压缩盘-只读存储器(CD-ROM)、压缩盘-读/写(CD-R/W)、Blu-RayTM以及DVD。
现在参考附图，其中，相似数字代表相同或相似的元件，并且首先参考图1，根据示范性实施例说明性地示出了用于使用具有超声或其他成像系统，并且尤其是静脉内超声(IVUS)的形状感测使能设备，来测量腔内特性的系统100。系统100可以包括工作站或控制台112，从所述工作站或控制台112监督和/或管理流程。工作站112优选包括一个或多个处理器114和用于存储程序和应用的存储器116。存储器116可以存储被配置为解释来自形状感测设备或系统104的反馈信号(例如，电磁或光学的)的感测及解释模块115。感测及解释模块115被配置为使用光学信号反馈(以及任何其他反馈，例如，在代替光学形状感测采用电磁(EM)跟踪时的EM跟踪)来重建变形、偏转以及与医学设备或仪器102和/或其周围区域相关联的其他改变。医学设备102可以包括导管、导丝、探头、内窥镜、机器人、电极、过滤设备、球囊设备或其他医学部件等。医学设备102包括超声探头106，所述超声探头被配置为生成和接收超声波，以对对象160的体积，并且尤其是血管壁或几何结构进行成像。除了从US探头106收集的瞬时形状信息之外，由于运动的血管160的整体形状能够使用形状感测系统104来收集。US探头106与成像系统110结合工作，所述成像系统可以被包括在工作站112中或被采用为独立的单元。成像系统110可以包括，例如，代替US的用于获得组织图像的光学相干断层摄影(OCT)。在这种情况下，能够由光源和光接收器来替换探头106，以执行OCT。OCT能够被视为有效地是“光学超声'，其对来自组织内的反射进行成像以提供横截面图像。OCT基于光，而非超声波。光束被引导到组织处，并且该光的从子表面特征反射的小部分被收集。干涉测量被用于记录所接收的光子的光学路径长度，允许抛弃在检测之前散射多次的多数光子。OCT能够通过在收集直接从感兴趣表面反射的光的同时抛弃背景信号来建立样本的清晰的3D图像。
如果设备102上的形状感测系统104包括光学形状感测，则形状感测系统104包括以一种或多种设置模式被耦合到设备102的一个或多个光纤。与US探头106(或OCT设备)一样，光纤通过布线127连接至工作站112。布线127根据需要可以包括光纤光学器件、电连接、其它仪器等。
具有光纤光学器件的形状感测系统104可以是基于光纤光学布拉格光栅传感器的。光纤光学布拉格光栅(FBG)是反射特定波长的光并透射所有其他光的短片段光纤。这是通过在纤芯中增加折射率的周期变化来实现的，折射率的周期变化生成波长特异的介质镜。因此光纤布拉格光栅能够用作阻碍某些波长的线内滤光器，或用作波长特异反射器。
光纤布拉格光栅操作背后的基本原理是折射率发生改变的每个界面处的菲涅耳反射。对于一些波长，各种周期的反射光同相，使得对于反射存在相长干涉，并且因此对于透射存在相消干涉。布拉格波长对于应变以及温度敏感。这意味着布拉格光栅能够用作光纤光学传感器中的感测元件。在FBG传感器中，被测对象(例如，应变)引起布拉格波长的改变。
该技术的一个优点是能够在光纤的长度上分布各种传感器元件。并入具有沿嵌入到结构中的光纤的长度的各种传感器(量规)的三个或更多芯准许精确地确定这种结构的三维形式，通常具有优于1mm的准确性。能够沿光纤的长度在各个位置定位大量FBG传感器(例如，3或更多光纤感测芯)。根据每个FBG的应变测量，能够推断该位置处的结构的曲率。根据该大量的测得位置，确定了整个三维形式。
作为对光纤布拉格光栅的备选，能够利用常规光纤中的固有背散射。一个这种方法是使用标准单模通信光纤中的瑞利散射。作为纤芯中折射率的随机波动的结果，发生瑞利散射。这些随机波动能够被建模为沿光栅长度具有幅度和相位的随机变化的布拉格光栅。通过使用在单长度的多芯光纤内延伸的三个或更多芯中的该效应，能够观察感兴趣的表面的3D形状和动态。应当理解，也可以采用不限于这些描述的其他形状感测技术。
在另一实施例中，代替于采用光学形状感测，形状感测系统104可以包括EM传感器阵列(未示出)，所述EM传感器阵列能够使用场生成器125和跟踪软件(例如，模块115)来提供形状感测能力。尽管仅需要单个形状感测方式，但是图1出于说明性目的示出了用于光学和EM跟踪形状感测两者的结构。
在一个实施例中，工作站112包括图像生成模块148，所述图像生成模块被配置为接收来自形状感测系统104的反馈，并且显示感测系统104已在体积160内之处的快照或累积位置数据。例如，对于每个US测量结果mx，时间戳记tx与例如由US探头106确定的图像和位置px相关联。mx(px，tx)与形状感测系统104数据同步并且配准，以提供设备102的三维形状。血管的三维形状可以由于心跳、呼吸、患者运动等瞬时改变。根据本原理，形状数据能够用于校正或考虑血管160中的形状/尺寸改变，使得能够确定更准确的3D模型。在一个实施例中，形状数据被用于比较由US收集的两个或多个时间戳记的图像之间的改变，如图2所示。通过测量IVUS设备102(例如，导管)的形状，IVUS探头106的形状以及从IVUS探头106获得的血管腔和壁的测量结果能够用于重建更完整的血管几何结构。一旦该信息可用，其就能够作为针对随后的血流储备分数(FFR)模拟或FFR模拟模块150中的其它计算或研究的开始点。
在常规压力线的插入导致血流的局部扭曲时，本实施例能够被用于基于所采集的准确3D血管模型几何结构信息来模拟流量。IVUS准许对连续测量结果的收集，然而，只基于IVUS对整个血管几何结构的重建是困难的，尤其是当心脏跳动和呼吸运动引起从其中获得测量结果的位置的不确定性时。然而，根据本原理，该问题能够通过也测量IVUS导管的形状来克服。知晓了IVUS探头的形状以及从IVUS获得的血管腔和壁的测量结果两者，血管几何结构能够被重建并存储在模型144中。这也适用于OCT。
本实施例能够基于所采集的几何结构信息来模拟血流，以防止不得不使血流扭曲。利用本实施例，能够在介入期间以有效的方式采集必要的形状信息，以创建从IVUS和形状测量结果得到的形状模型。与CT扫描相比，这种方法具有更高的准确性。此外，血管壁性质可以从IVUS数据来确定，并且因此血管模型的参数，例如局部弹性，可以被修改并集成到计算流体动力学模拟中。相比于通常从CT数据集得出的3D数据集，组合的IVUS-OSS(光学形状感测)导管递送血管段的完全四维模型144。
根据由于呼吸和心脏运动的周期性形状变化，从形状信号中提取血管形状的时间相关性。呼吸和心脏运动两者具有不同的周期长度，并且应当是容易可检测的，并且速度测量结果也能够给出心脏或呼吸间隔何时开始的指示。因此，形状的心脏周期相关模型能够被导出并用于FFR的心脏(或呼吸)相位相关模拟。
在使用光学形状感测的一个实施例中，为了生成非常准确的模型(144)，具有在它们的端部点处的已知空间关系的至少两个OSS光纤可以被包括到IVUS-OSS导管中，以解决针对所测量的IVUS数据的旋转配准问题。对通过其拉动导管的从主血管分支的血管分支的尺寸(面积)的估计可以使用利用设备102的形状感测和US来获得。这些分支数据可以用于血流储备分数数据的计算。当执行IVUS拉回时，分支血管将表现为血管壁上的“开口”。针对FFR模拟，管状结构应当被附接至这些开口，以提供准确的模型边界。
US图像134(或其他图像，例如，OCT)和形状感测数据(图像)136能够被配准并被显示在显示设备118上。工作站112包括用于查看对象(患者)或体积160的内部图像的显示器118，并且可以包括作为随时间的位置改变历史的叠加或其它绘制的图像134和136。
运动补偿和模拟模块140(或配准模块)包括用于使用血管壁信息(US)和形状数据(形状感测)的三维血管几何结构配准和补偿的算法。模块140可以用于融合或配准来自IVUS和形状感测两者的测量结果，并执行针对瞬时几何结构测量结果的3D建模，以增加诸如FFR模拟等的应用的测量结果准确性。模块140可以输出例如用于模块150中的FFR模拟的模型144，以更好地近似血管中的流。
FFR还可以采用由一个或多个传感器或换能器142测量的其他参数，例如，压力、温度和流量数据，以确定病变的精确严重性或收集几何或其他数据来建立模型144。这些参数不是必须的，但在一些实施例中可以提供额外的信息。FFR模拟可以由工作站112来执行，或者所收集的数据可以由其它系统来采用。
显示器118还可以准许用户与工作站112及其部件和功能，或者系统100内的其他元件进行交互。这还由接口120促进，所述接口可以包括键盘、鼠标、操纵杆、触觉设备或任何其他外周设备或控制，以准许用户得到来自工作站112的反馈并与工作站112交互。
参考图2，分别在时间点(t0、t1、t2)处出现的在三个位置(p0，p1，p2)处的US数据被示出为截面线200、201和202。形状感测IVUS提供进入到截面线200、201和202的形状210、211和212。形状感测准许IVUS导管的对应的三维形状的测量结果。由于心脏跳动和呼吸运动，能够出现显著的偏移。然而，当整个形状被测量时，针对参考形状226的配准是可能的，血管几何结构能够从所述参考形状被重建。可以基于如由箭头220、221和222所指示的移动(例如，外推、内插、平均、确定静态位置、确定在一个周期期间的最长持续时间位置处的位置等)来计算参考形状226。
参考形状226能够通过首先完全插入形状感测IVUS并且捕获在US系统的一个特定时间戳记上的形状，例如，最接近于参考形状的具有时间戳记的测量结果来获得。整个血管能够使用参考形状226和US数据来重建，所述US数据可以包括多幅横截面图像230，在图3中说明性描绘了所述多幅横截面图像中的一幅。以这种方式，血管232的运动在运动期间被更好地理解，并可以提供FFR或其它参数的更准确的计算。影响血流和FFR的特性可以包括斑块234，并且诸如狭窄等的异常236将存在于US图像中。
FFR被定义为相对于狭窄之前的压力的狭窄之后(远端)的压力。结果是绝对数；0.50的FFR意味着给定的狭窄导致血压的50％下降。换言之，FFR表达相比于假设狭窄不存在时的最大流量，在狭窄存在时沿血管的最大流量。在冠状动脉导管插入术期间，导管被插入到股动脉(腹股沟)或桡动脉(手腕)中。常规FFR使用设备(通常是换能器)的端部上的小传感器来测量压力、温度和流量，以确定病变的精确严重性。这是在能够通过注射例如腺苷或罂粟碱诱发的最大血流(充血)期间完成的。在血管上的压力被记录。
在数学术语中，FFR是狭窄病变远端的最大血流与在相同血管中的正常最大流量的比率。FFR＝Pd/Pa(Pd＝病变远端的压力，Pa＝病变近端的压力)。没有FFR变得异常的绝对的临界点。然而，在临床试验中，0.75至0.80的临界点已经被采用。较高的值指示不显著的狭窄，而较低的值指示显著的病变。
确定血管中的何者变窄或病变正在影响压力下降通常是困难的。通过测量由血管变窄引起的压力下降，FFR提供功能评估。通过提供与US成像相结合的三维形状数据，血管的形状和动力学能够被考虑和更好地被理解，以提供更好的FFR模拟估计。根据本原理的FFR模拟能够模拟沿整个血管的流量，而没有用于压力测量的插入的探头。这与常规FFR相反，常规FFR利用用于压力测量的探头的插入仅得到在两个点(狭窄之前和之后)上的测量结果。
知晓了IVUS探头的形状以及从IVUS获得的血管腔和壁的测量结果两者之后，能够重建血管几何结构。例如，本系统(100，图1)能够与提供血管横截面的腔测量结果的IVUS探头一起连续测量形状。目标现在是组合所有的横截面测量结果，以得到血管几何结构的3D重建。在插入探头(106)时收集测量结果。如果系统是静态的，仅需要插入探头并收集测量结果。然而，由于呼吸运动和心脏跳动被叠加，因此测量结果必须被配准到一个公共坐标系中。对于这种配准，形状信息能够是有益的，因为这允许通过从一个中心线搜索关于其他中心线的最近点，将一个中心线配准到其他中心线，例如参考形状226上。一旦这种信息可用，其就能够用于随后的FFR模拟。
在一个范例中，导管的形状在时间中的每个点处是已知的，提供3D位置和方向向量。IVUS探头的取向也由于形状感测系统(例如，多个光纤)是已知的。IVUS测量结果被配准到在导管的形状处的相同的坐标系中，并且IVUS的横截面沿形状被对准。所得到的高分辨率血管腔被表示为所有横截面的表面模型并且被用作FFR计算中的输入。
参考图4，形状感测IVUS设备300根据一个实施例被说明性示出。设备300包括导管；然而，其他医学仪器可以被配置为提供用于对腔内血管进行形状感测成像的需要的功能。设备300包括用于对腔和血管壁几何结构的IV记录的US探头302。设备包括形状感测设备304，所述形状感测设备包括例如光纤305(具有光纤布拉格光栅或具有瑞利感测)或多个电磁传感器。
任选的换能器306可以被安装在设备300的远端部分处或附近，或者可以通过用于产生压力和/或温度读数的设备300中的通道308来提供。
在一个实施例中，形状感测设备304可以包括在设备300(例如，导管)的端部处的单个电磁传感器310。该简化的实施例不测量IVUS导管(300)的整个形状，而是仅端部的位置。在这种情况下，形状感测性能的降低需要通过更先进的运动补偿算法(在模块140中)来补偿，所述运动补偿算法不通过配准到参考形状来恢复三维形状，而是仅从IVUS测量结果与当其沿血管移动时的端部位置的信息一起来恢复三维形状。应当理解，设备300可以包括替代所描述的这些或者除所描述的这些以外的其它特征和性能。例如，范围、球囊等可以被安装在设备300上或通过通道308进行部署。
参考图5，示出了根据本原理的用于重建腔几何结构的方法。在方框402中，医学仪器(例如，导管)被提供有被安装在医学仪器上或医学仪器中的形状感测系统和被安装在医学仪器上或医学仪器中的超声探头。在方框404中，医学仪器经静脉部署，以确定血管或其他腔的特性。在方框406中，在介入部署期间使用超声探头(或OCT设备)来收集腔的图像，同时地测量医学仪器的形状。形状感测系统可以包括光纤光学形状感测系统，所述光纤光学形状感测系统可以包括两个或多个光纤、多个串联设置的电磁传感器或在医学仪器的端部上的单个电磁传感器。
在方框408中，医学仪器的形状与在对应的时间处的腔的图像融合，以对腔的几何结构进行建模并且考虑在测量期间腔的运动。在方框410中，基于来自医学仪器的形状和腔的图像的融合的数据来计算血流储备分数。在方框412中，时间中的数据点之间的参考位置可以被计算，以考虑移动腔的运动。可以基于在给定的时间处能够从其确定特性的环境或序列数据来计算参考位置。可以基于在给定时间之前和之后的位置的平均或内插或外推参考位置来确定参考位置。
在方框414中，融合的数据可以包括少于针对所述仪器的形状数据的全部集合。这将帮助减少处理的数据的量，从而实现减少的处理时间和成本。在方框416中，可以基于形状和腔的图像来构建腔的模型。模型可用于计算跨血管的长度的血流储备分数。这可以用于避免由在血管或腔中的医学仪器的存在引起的血流的扭曲。在方框418中，可以基于腔的运动的更准确的跟踪来执行其他计算。
在方框420中，流程根据需要继续进行，移除医学仪器并且封闭仪器从其进入对象体内的切口。
在解读权利要求书时，应当理解：
a)词语“包括”不排除除了在给定的权利要求中列出的元件或动作以外的其他元件或动作的存在；
b)元件前面的词语“一”或“一个”不排除多个这样的元件的存在；
c)权利要求中的任何附图标记不限制其范围；
d)若干“单元”可以由相同项或者硬件或软件实施的结构或功能来表示；并且
e)除非明确地指示，否则并不旨在要求动作的具体顺序。
已经描述了针对使用手术前和手术中的3D图像来人工操纵内窥镜的引导工具的优选实施例(其旨在为说明性的而非限制性的)，应当指出，本领域技术人员能够鉴于以上教导而作出修改和变型。因此应当理解，可以在所公开的本公开的特定实施例中做出变化，所述变化在如权利要求书所概括的本文所公开的实施例的范围内。因而已经描述了专利法所要求的细节和特性，由专利证书所主张并期望保护的内容权利要求书中得以阐述。

Claims (20)

1.一种医学系统，包括：
医学仪器(102)，其被配置用于介入部署；
形状感测系统(104)，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为测量在所述介入部署期间的所述医学仪器的形状；
成像设备(106)，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为对所述成像设备被部署在其中的腔进行成像；以及
配准模块(140)，其被配置为将在特定时间处的所述医学仪器的所述形状和所述腔的图像进行配准，以在考虑运动的情况下重建所述腔的三维几何结构。
2.如权利要求1所述的系统，其中，所述形状感测系统(104)包括光纤光学形状感测系统。
3.如权利要求1所述的系统，其中，所述腔为血管，并且所述设备被用于创建用于血流储备分数模拟的模型(144)。
4.如权利要求1所述的系统，其中，所述成像设备(106)包括超声探头或用于光学相干断层摄影的设备。
5.如权利要求1所述的系统，其中，形状数据(136)在多个时间和位置处被收集，以计算参考位置，从而计算移动腔的所述三维几何结构。
6.如权利要求1所述的系统，还包括基于所述形状和所述腔的所述图像构建的所述腔的模型(144)。
7.如权利要求6所述的系统，其中，所述模型(144)被用于计算跨血管的长度的血流储备分数。
8.如权利要求1所述的系统，其中，所述形状感测系统(104)包括至少一个电磁跟踪设备。
9.一种用于针对血流储备分数(FFR)模拟跟踪腔运动的医学系统，包括：
医学仪器(102)，其被配置用于介入部署；
形状感测系统(104)，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为测量在所述介入部署期间的所述医学仪器的形状；
成像设备(106)，其被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中，并且被配置为对所述成像设备被部署在其中的腔进行成像；
处理器(114)；以及
存储器(116)，其被耦合到所述处理器，所述存储器包括：
配准模块(140)，其被配置为将在特定时间处的所述医学仪器的所述形状和所述腔的图像进行配准，以提供融合的数据，所述融合的数据在考虑所述腔的运动的同时重建几何结构；以及
FFR模拟模块(150)，其被配置为基于所述融合的数据计算在所述腔中的流量特性。
10.如权利要求9所述的系统，其中，所述形状感测系统(104)包括光纤光学形状感测系统。
11.如权利要求9所述的系统，其中，所述成像设备(106)包括超声探头或用于光学相干断层摄影的设备。
12.如权利要求9所述的系统，其中，形状数据(136)在多个时间和位置处被收集，以确定参考位置，从而计算移动腔的所述三维几何结构。
13.如权利要求9所述的系统，还包括基于所述形状和所述腔的所述图像构建的所述腔的模型(144)。
14.如权利要求13所述的系统，其中，所述模型(144)被用于计算跨血管的长度的血流储备分数。
15.如权利要求9所述的系统，其中，所述形状感测系统(104)包括至少一个电磁跟踪设备。
16.一种用于跟踪腔运动的方法，包括：
提供(402)医学仪器，其具有被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中的形状感测系统的，和被安装在所述医学仪器上或所述医学仪器中的医学成像设备；
在介入部署期间同时地测量(404)所述医学仪器的形状以及使用所述医学成像设备来测量腔的图像；并且
将所述医学仪器的所述形状融合(408)到在对应的时间处的所述腔的所述图像，以在考虑运动的情况下重建所述腔的三维几何结构。
17.如权利要求16所述的方法，其中，所述形状感测系统(104)包括光纤光学形状感测系统。
18.如权利要求16所述的方法，还包括基于来自所述医学仪器的所述形状和所述腔的所述图像的融合的数据，来计算(410)血流储备分数。
19.如权利要求16所述的系统，还包括计算(412)时间中的数据点之间的参考位置，以计算移动腔的几何结构，能够从所述几何结构来确定特性。
20.如权利要求16所述的方法，还包括基于所述形状和所述腔的所述图像构建的所述腔的模型(144)，所述模型被用于计算跨血管的长度的血流储备分数。
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