CN111741728A - 血管治疗设备的扭转部署检测 - Google Patents

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Abstract

一种采用血管治疗设备(101)和扭矩检测控制器(130)的扭矩检测血管治疗系统。血管治疗设备(101)能操作于从部署前状态过渡到部署后状态，并且包括表示血管治疗设备(101)的几何结构的可成像标记的矩阵。扭矩检测控制器(130)通过以下来控制在血管治疗设备(101)从部署前状态过渡到部署后状态之后对血管治疗设备(101)的非扭转部署或扭转部署的检测：根据由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备(101)的基线设备几何结构与由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备(101)的被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度或矩阵取向不相似度来导出对血管治疗设备(101)的非扭转部署或扭转部署的检测。

Description

血管治疗设备的扭转部署检测
技术领域
本公开总体上涉及血管治疗设备(例如，内移植物和支架)。本公开更具体地涉及在微创血管内介入期间血管治疗设备的扭转部署的检测(例如，在腹主动脉瘤(“AAA”)的血管内动脉瘤修复(“EVAR”)或开窗的EVAR(“FEVAR”)修复期间内移植物的扭转部署或者在血管成形术期间支架的扭转部署)。
背景技术
如本公开的本领域中已知的，主动脉是身体的主要动脉，其携带来自心脏的富氧血液通过身体。腹主动脉瘤(“AAA”)是身体的腹部区域内的主动脉的虚弱部分的隆起/涨大，由此主动脉可能破裂并引起腹部内过多的内出血，其迅速导致死亡。
例如，图1A图示了在腹部10R、L内的主动脉11，包括从腹主动脉11分支的右肾动脉12R、左肾动脉12L、右髂动脉13R和左髂动脉13L。示出在腹主动脉11内的动脉分支12与13之间的是动脉瘤14R、L，可能由多种因素引起，包括高血压、动脉粥样硬化和衰老。如虚线箭头所示，典型的血液流经主动脉11到达主动脉分支12和13，使动脉瘤14的壁绷紧，这可能导致主动脉11球囊扩张，最终导致破裂，这能够导致腹部10内过多的内出血，其迅速导致死亡。
已经提出了各种流程来修复AAA，其中，血管内动脉瘤修复(“EVAR”)和开窗的EVAR(“FEVAR”)是当前最常见的AAA修复技术。血管内流程通常在X射线荧光透视引导下执行，并且使用大量造影和辐射在腹主动脉内正确定位和取向血管内支架移植物(“内移植物”)，以部署内移植物来控制通过AAA的血流。
例如，图1B图示了内移植物20，其在X射线荧光透视引导下部署在腹主动脉11中，以维持去往主动脉分支12和13的持续的血液，同时降低沿着动脉瘤14的壁的压力。
通过另外的示例，图1C图示了具有分支移植物22的开窗的内移植物21，其在X射线荧光透视引导下部署在腹主动脉11中，以维持去往主动脉分支12和13的持续的血液，同时阻碍沿着动脉瘤14的壁离开的血流。
还如本公开的技术领域中已知的，主动脉分支成两个主要冠状动脉，右冠状动脉向心脏的右侧供应血液，并且左冠状动脉向心脏的左侧供应血液。出于各种原因，斑块能够在冠状动脉中积聚，导致通过冠状动脉的血流的减少。血流的这种减少最终将导致胸痛并且可能导致心脏病发作。
例如，图2A图示了斑块31a和斑块31b在冠状动脉30的内壁上的积聚，从而使斑块31a和斑块31b之间的通道32变窄，这减少了通过冠状动脉30的血流。
经皮冠状动脉介入(“PCI”)或血管成形术涉及将球头导管插入到冠状动脉中，由此球囊被定位在开口中并且膨胀以压缩斑块，从而打开通道。当球囊膨胀时，球囊上方的塌缩支架扩张，由此支架锁定开放通道，从而改进血流，这缓解了任何胸痛并且减小了心脏病发作的可能性。
例如，图2B图示了锁定到通道32中的扩张的支架40，从而改进了通过压缩斑块31a和31b的血流，这缓解了任何胸痛并减小了心脏病发作的可能性。
如图1A、1C和2B所示，血管治疗设备被认为是顺应血管的壁的细长设备，同时通过加强患病血管壁的结构允许血液流过。因此，这样的血管治疗设备被制成为在径向方向上是坚固的以增强壁结构，而在轴向(“长”)方向上是柔性的以顺应弯曲的血管。
血管治疗设备的该性质的不利副作用是，这些设备可以在递送期间轴向扭转并且变为以扭曲配置部署在患者中(即，扭转部署)。这种状况能够在血管的组织上施加不期望的力，促进当释放时能够导致对血管的周围组织的损害的能量的不稳定积聚，并且还损害设备的放置并且因此有效性。
发明内容
如本领域中已知的血管内手术通常是微创介入，其涉及通过主要血管进入到包括心脏和所有血管的心血管系统的靶向区域。血管内手术的示例包括但不限于EVAR、FEVAR、冠状动脉支架置入术、外周血管球囊扩张术和支架置入术、二尖瓣置换术、二尖瓣夹子放置、主动脉瓣置换术、左心耳附件闭合、室周漏闭合等。
本公开提出了在血管内手术期间对血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的新颖且独特的自主检测，并且向临床医师警告在血管内手术期间对血管治疗设备的扭转部署的任何检测。
本公开的一个实施例是一种扭矩检测血管治疗系统，其采用血管治疗设备(例如，内移植物或支架)和扭矩检测控制器。血管治疗设备可操作以从部署前状态过渡到部署后状态，并且包括表示血管治疗设备的几何结构的可成像标记的矩阵。扭矩检测控制器控制在血管治疗设备从部署前状态过渡到部署后状态之后对血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的检测。扭矩检测控制器对非扭转部署的检测是从由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构与由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度导出的。扭矩检测控制器对扭转部署的检测是从由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构与由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向不相似度导出的。
本公开的第二实施例是采用几何结构管理器和扭矩检测器的扭矩检测。在操作中，几何结构管理器管理由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构的描绘和由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构的描绘。扭矩检测器对非扭转部署的检测是从由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构与由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度导出的。扭矩检测器对扭转部署的检测是从由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构与由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向不相似度导出的。
本公开的第三实施例是由扭矩检测控制器执行的扭矩检测方法。扭矩检测方法涉及扭矩检测控制器管理由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构的描绘和由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构的描绘。扭矩检测血管治疗方法还涉及扭矩检测控制器从由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构与由可成像标记矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度导出对血管治疗设备的非扭转部署的检测；或从由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线设备几何结构与由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向不相似度导出对血管治疗设备扭转部署的检测。
为了描述和要求保护本公开的发明的目的：
(1)术语“血管治疗设备”广泛涵盖如本公开领域中已知的以及在下文中构思的所有设备，用于将治疗应用于血管解剖结构以控制通过血管解剖结构的血流。血管治疗设备的示例包括内移植物和支架；
(2)术语“可成像标记”广泛涵盖在血管治疗设备的血管外成像或血管内成像内可辨别的血管治疗设备的任何特征/部件。可成像标记的示例包括但不限于：血管治疗设备的辐射不透明特征/部件、血管治疗设备的超声敏感特征/部件以及血管治疗设备的光学敏感特征/部件；
(3)术语“可成像标记的矩阵”广泛涵盖相对于血管治疗设备的纵轴布置的两个或更多可成像标记。可成像标记的矩阵的示例包括部分或完全围绕血管治疗设备的分离的可成像标记的布置、实现分离的可成像标记的布置的扭矩传感器、部分或完全围绕血管治疗设备的分离的扭矩传感器的布置；
(4)术语“非扭转部署”广泛涵盖血管治疗设备的部署，不包括经由血管治疗设备的血管外成像或血管内成像施加到血管治疗设备的任何可检测扭矩；
(5)术语“扭转部署”广泛涵盖血管治疗设备的部署，包括经由血管治疗设备的血管外成像或血管内成像施加到血管治疗设备的可检测的扭矩；
(6)术语“矩阵取向相似度”广泛涵盖在血管治疗设备的部署前状态下的可成像标记的矩阵相对于血管治疗设备的纵轴的取向与在血管治疗设备的部署后状态下的可成像标记的矩阵相对于血管治疗设备的纵轴的取向之间的系统定义的相似度；
(7)术语“矩阵取向不相似度”广泛涵盖在血管治疗设备的部署前状态下的可成像标记的矩阵相对于血管治疗设备的纵轴的取向与在血管治疗设备的部署后状态下的可成像标记的矩阵相对于血管治疗设备的纵轴的取向之间的系统定义的不相似度；
(8)术语“血管治疗方法”广泛涵盖如本公开领域中已知并且在下文构思的用于实施血管内手术的所有流程。血管治疗方法的示例包括但不限于腹主动脉瘤的血管内动脉瘤修复、腹主动脉瘤的开窗血管内动脉瘤修复、血管成形术、冠状动脉支架置入术、外周血管球囊扩张术和支架置入术、二尖瓣置换术、二尖瓣放置、主动脉瓣置换术、左心耳附件闭合和室周漏闭合；
(9)术语“血管治疗系统”广泛涵盖如本公开领域中已知并且在下文中设想的用于执行血管治疗方法的所有医学系统。此类医学系统的示例包括但不限于用于递送血管治疗设备的内植入物系统(例如Medtronic Endurant IITM、Cook Zenith
Figure BDA0002641020950000051
Endologix
Figure BDA0002641020950000052
2和
Figure BDA0002641020950000053
)和用于对血管治疗设备的递送成像的成像系统(例如，Philips AzurionTM和Siemens ArtisTM)；
(10)术语“扭矩检测血管治疗方法”广泛涵盖包含本公开的发明原理的所有血管治疗方法，其用于在血管内手术期间检测血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署；
(11)术语“扭矩检测血管治疗系统”广泛涵盖包含本发明的发明原理的所有血管治疗系统，其用于在血管内手术期间检测血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署；
(12)术语“控制器”广泛涵盖用于控制如本公开中示例性描述的本公开的各种发明原理的应用的专用主板或专用集成电路的如本公开领域中理解的和本公开中示例性描述的所有结构配置。控制器的结构配置可以包括但不限于(一个或多个)处理器、(一个或多个)计算机可用/计算机可读存储介质、操作系统、(一个或多个)应用模块、(一个或多个)外围设备控制器、(一个或多个)插槽和(一个或多个)端口。控制器可以容纳在增强现实设备、医疗设备和/或工作站之内或链接到其。“工作站”的示例包括但不限于独立计算系统、服务器系统的客户端计算机、台式机、笔记本电脑或平板电脑形式的一个或多个计算设备、显示器/监测器以及一个或多个输入设备(例如键盘、操纵杆和鼠标)的组件；
(13)本文描述和要求保护的控制器的描述性标签促进了本文描述和要求保护的控制器之间的区别，而没有指定或暗示对术语“控制器”的任何额外限制；
(14)术语“应用模块”广泛涵盖包括电子电路(例如，电子部件和/或硬件)和/或用于执行特定应用的可执行程序(例如，存储在(一个或多个)非瞬态计算机可读介质上的可执行软件和/或固件)的控制器内包含的或由其能访问的应用；
(15)本文描述和要求保护的应用模块的描述性标签促进了本文描述和要求保护的应用模块之间的区别，而没有指定或暗示对术语“控制器”的任何额外限制。
(16)术语“信号”、“数据”和“命令”宽泛地涵盖如在本公开的领域中理解并且如在本公开中示范性描述的用于传递支持如随后在本公开中所描述的本公开的各种创造性原理的信息和/或指令的所有形式的可检测物理量或脉冲(例如，电压、电流或磁场强度)。本公开的各部件的信号/数据/命令通信可以涉及如在本公开的领域中已知任何通信方法，包括但不限于：通过任何类型的有线或无线数据链路的信号/数据/命令发射/接收以及被上传到计算机可用/计算机可读存储介质的信号/数据/命令的读取；以及
(17)如本文所述和所要求保护的信号/数据/命令的描述性标签有助于如本文所描述和所要求保护的信号/数据/命令之间的区分，而不指定或暗示对术语“信号”、“数据”和“命令”的任何额外限制。
结合附图阅读本公开的发明的各种实施例的以下详细描述，本公开的发明的前述实施例和其他实施例以及本公开的发明的各种特征和优点将变得更加显而易见。详细描述和附图仅仅是对本公开的发明的说明而非限制，本公开的发明的范围由权利要求以及其等价方案限定。
附图说明
图1A-1C图示了如本领域已知的用于修复腹主动脉瘤的示例性内移植物部署。
图2A和2B图示了如本领域已知的用于压缩斑块积聚的示例性支架部署。
图3A图示了根据本公开的发明原理的血管治疗设备的示例性实施例。
图3B图示了根据本公开的发明原理的扭矩传感器的示例性实施例。
图4图示了表示根据本公开的发明原理的扭矩检测血管治疗方法的示例性实施例的流程图。
图5A-5D图示了根据本公开的发明原理的如由内移植物的几何模型的矩阵表示的内移植物的非扭转部署。
图5E-5H图示了根据本公开的发明原理的如由内移植物的几何模型的矩阵表示的内移植物的扭转部署。
图6A-6D图示了零和非零运动向量，其指示图5A-5D中所示的内移植物的非扭转部署。
图6E和6F图示了非零运动向量，其指示图5E-5H所示的内移植物的扭转部署。
图7A至图7D图示了根据本公开的发明原理的如由内移植物的几何模型的矩阵所表示的支架的非扭转部署。
图7E至图7H图示了根据本公开的发明原理的如由内移植物的几何模型的矩阵表示的支架的扭转部署。
图8A和8B图示了零角向量，其指示图7A-7D所示的内移植物的非扭转部署。
图8C和8D图示了非零角向量，其指示图7E-7H所示的支架的扭转部署。
图9图示了根据本公开的发明原理的扭矩检测血管治疗系统的示例性实施例。
图10A和10B图示了根据本公开的发明原理的血管治疗设备的示例性X射线成像。
图11A和11B图示了根据本公开的发明原理的血管治疗设备的示例性导管成像。
具体实施方式
本公开的发明涉及在血管治疗设备从部署前状态过渡到部署后状态之后检测血管治疗设备(例如，内移植物、支架等)的非扭转部署或扭转部署。在本公开的实践中，血管治疗设备的部署状态是在用于在血管解剖结构内导航血管治疗设备的血管治疗设备的未部署压缩物理状态和用于将血管治疗设备永久定位在血管解剖结构内的血管治疗设备的完全部署扩展物理状态之间的范围内的血管治疗设备的任何物理状态。
例如，用于在血管解剖结构内导航血管治疗设备的内移植物的未部署压缩物理状态涉及内移植物被压缩在导管鞘内，如本公开领域中已知的，内移植物的完全部署扩展物理状态涉及将内移植物去鞘从而扩展内移植物以将内移植物永久定位在血管解剖结构内，如本公开领域中已知的。
通过另外的示例，用于在血管解剖结构内导航血管治疗设备的支架的未部署压缩物理状态涉及利用定位在支架内的收缩球囊对支架进行压缩，如本公开领域中已知的，并且内移植物的完全部署扩展物理状态涉及球囊导管的膨胀，从而使支架扩展，以将支架永久定位在血管解剖结构内，如本公开领域中已知的。
为了在血管治疗设备从部署前状态过渡到部署后状态之后检测根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署，血管治疗设备的部署前状态可以是不包括血管治疗设备的完全部署扩展物理状态的血管治疗设备的任何物理状态，并且血管治疗设备的部署后状态可以是不包括血管治疗设备的未部署压缩物理状态的血管治疗设备的任何物理状态。更特别地，血管治疗设备的部署前状态在血管治疗设备的压缩物理状态和任何部分扩展物理状态之间的范围内，并且血管治疗设备的部署后状态在血管治疗设备的任何部分扩展物理状态和完全扩展的物理状态之间的范围内。
在本公开的实践中，可以在血管治疗设备从部署前状态过渡到部署后状态之后执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的一个或多个检测。
在一个实施例中，更特别地，对于涉及血管解剖结构的最小程度的成像的血管内手术，可以在血管治疗设备从未部署压缩物理状态(部署前状态)过渡到完全部署扩展物理状态(部署后状态)之后执行对根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的单个检测。
在第二实施例中，更具体地，对于涉及血管解剖结构的最小程度的成像的血管内手术，可以在从未部署压缩物理状态(部署前状态)过渡到部分部署扩展物理状态(部署后状态)之后执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的单个检测。
在第三实施例中，更特别地，对于涉及血管解剖结构的最小程度的成像的血管内手术，可以在血管治疗设备从部分部署扩展物理状态(部署前状态)过渡到完全部署扩展物理状态(部署后状态)之后执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的单个检测。
在第四实施例中，更具体地，对于涉及血管解剖结构的间歇成像的血管内手术，在血管治疗设备从未部署压缩物理状态(部署前状态)过渡到部署扩展物理状态(部署后状态)时可以执行根据本发明的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的间歇检测。例如，在血管治疗设备从未部署压缩物理状态(初始部署前状态)过渡到部分部署扩展物理状态(初始部署后状态)时可以执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的初始检测，并且在血管治疗设备从部分部署扩展物理状态(最终部署前状态)过渡到完全部署扩展物理状态(最终部署后状态)时可以执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的最终检测。
在第五实施例中，更特别地，对于涉及血管解剖结构的定期成像或连续成像的血管内手术，在血管治疗设备从未部署压缩物理状态(部署前状态)过渡到部署扩展物理状态(部署后状态)时可以执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的定期检测。例如，在血管治疗设备从未部署压缩物理状态(初始部署前状态)过渡到部分部署扩展物理状态(初始部署后状态)时可以执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的初始检测，在血管治疗设备进一步扩展时可以执行根据本发明的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的定期检测，并且在血管治疗设备从部分部署扩展物理状态(最终部署前状态)过渡到完全部署扩展物理状态(最终部署后状态)时可以执行根据本公开的血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署的最终检测。
为了促进对本公开的进一步理解，现在将结合图3A和3B描述本公开的血管治疗设备的示例性实施例。根据图3A和3B的描述，本领域普通技术人员将理解如何制造和使用根据本公开的血管治疗设备的额外的变化的和众多的实施例。
参考图3A，本公开的血管治疗设备30a-c采用相对于设备30的纵轴32取向的两个或更多个可成像标记31的矩阵(示例性地图示了十四(14)个可成像标记31)，由此，可成像标记31的矩阵表示血管治疗设备30的几何结构。如将在本公开中进一步描述的，可成像标记31的矩阵相对于纵轴32的取向促进基于由可成像标记31的矩阵表示的血管治疗设备30的基线设备几何结构30a与由可成像标记31的矩阵表示的血管治疗设备30的被成像设备几何结构30b之间的矩阵取向相似度对血管治疗设备30的示例性非扭转部署33a的检测。另外，可成像标记31的矩阵相对于纵轴32的取向促进基于由可成像标记31的矩阵表示的血管治疗设备30的基线设备几何结构30a与由可成像标记31的矩阵表示的血管治疗设备30的被成像设备几何结构30c之间的矩阵取向不相似度对血管治疗设备30的示例性扭转部署33b的检测。
在本公开的实践中，血管治疗设备30可以是用于血管内手术的任何类型的设备，并且可成像标记31可以是在血管治疗设备30的血管外成像和/或血管内成像中可识别的血管治疗设备30的任何设备特征。
在一个示例性实施例中，血管治疗设备30是如本公开领域中已知的内移植物，并且可成像标记31是如本公开领域中已知的辐射不透明标记。对于该实施例，内移植物具有与编织的聚酯管邻接的管状金属网，由此将每个辐射不透明标记与管状金属网之一邻接，以形成具有相对于编织的聚酯管的纵轴的基线取向的辐射不透明标记的矩阵。
在第二示例性实施例中，血管治疗设备30是如本公开领域中已知的支架，并且可成像标记31是如本公开领域中已知的超声敏感标记。对于该实施例，支架被配置为金属丝网管，由此每个超声敏感标记邻接金属丝网管以形成具有相对于金属丝网管的纵轴的基线取向的超声敏感标记的矩阵。
同样在本公开的实践中，可成像标记31的矩阵的配置限定点的图案，该点从纵轴32径向延伸并且从血管治疗设备30的近端端部至血管治疗设备30的远端端部沿着血管治疗设备30的任何部分或整体纵向地延伸。
在一个示例性实施例中，可成像标记31的矩阵的配置限定了从纵轴32径向延伸的点的列，每列具有在血管治疗设备30的近端端部和血管治疗设备30的远端端部之间在血管治疗设备30的部分或整体上纵向延伸的相等间隔的可成像标记31。例如，如将在本公开中进一步描述的，四列点可以径向间隔九十度(90°)，每列具有从血管治疗设备30的近端端部纵向延伸到血管治疗设备30的远端端部的相等间隔的可成像标记31。
在第二示例性实施例中，可成像标记31的矩阵的配置限定了从纵轴32径向延伸的点的行，每行具有围绕血管治疗设备30的相等间隔的可成像标记31，并且每行点在血管治疗设备30的近端端部与血管治疗设备30的远端端部之间的血管治疗设备30的部分或全部上与(一个或多个)相邻行纵向错位。例如，如将在本公开中进一步描述的，多行点可以沿着血管治疗设备30从(一个或多个)相邻行径向未对准，并且从血管治疗设备30的近端端部纵向延伸到血管治疗设备30的远端端部。
本公开领域的普通技术人员将意识到在检测血管治疗设备30的非扭转部署(例如，非扭转部署33a)或扭转部署(例如，扭转部署33b)方面的高准确度，可成像标记31的密集矩阵在血管治疗设备30的近端端部与血管治疗设备30的远端端部之间延伸。
此外在实践中，可成像标记31的矩阵可以实现在本公开的扭矩传感器中。在一个实施例中，如图3B所示，扭矩传感器34可以是具有固定在其中的矩阵可成像标记31的主体，由此扭矩传感器34可以与内移植物的管状金属网邻接或可以与支架的金属丝网管邻接。在第二实施例中，本公开的扭矩传感器可以是一体的可成像主体，其使每个可成像标记31被指定为扭矩传感器上的点，由此扭矩传感器可以与内移植物的管状金属网邻接或可以与支架的金属丝网管邻接。
为了促进对本公开的进一步理解，现在将结合图4-8B描述本公开的扭矩检测血管治疗方法的示例性实施例。根据图4-8B的描述，本领域普通技术人员将理解如何制造和使用根据本公开的扭矩检测血管治疗方法的额外的变化的和众多的实施例。
参考图4，流程图40表示本公开的扭矩检测血管治疗方法，其涉及本公开的血管治疗设备从部署前状态到部署后状态的过渡。
流程图40的阶段S42涵盖与血管治疗设备的部署前状态相关联的血管治疗设备的基线设备几何结构的描绘。
在阶段S42的一个示例性实施例中，处于任何部署前状态的血管治疗设备的物理模型或数字化模型可以用作表示血管治疗设备的基线设备几何结构的可成像标记的矩阵的几何模型的数字构造的基础。用于这种数字构造的技术在本公开的领域中是已知的，例如可以使用设备设计规范来前瞻地构造数字模型。
在阶段S42的第二示例性实施例中，在血管解剖结构内的任何部署前状态下的血管治疗设备的部分或整体的血管外成像(例如，X射线成像)可以用作表示血管治疗设备的基线设备几何结构的可成像标记的被成像矩阵的几何模型的数字构造的基础。用于这种数字构造的技术在本公开的领域中是已知的，例如，可以通过分割来自体内部分部署设备的锥形射束CT扫描的标记来回顾性地构造数字模型。
在阶段S42的第三示例性实施例中，在血管解剖结构内的任何部署前状态下的血管治疗设备的部分或全部的血管内成像(例如，超声导管成像)可以用作表示血管治疗设备的基线设备几何结构的可成像标记的图像矩阵的几何模型的数字构造的基础。用于这种数字构造的技术在本公开的领域中是已知的，例如，当血管内成像设备被拉动通过感兴趣血管段时采集涉及捕获血管横截面的一系列超声图像的血管内超声(IVUS)拉回技术，将图像序列融合以构建包含血管治疗设备的3D体积图像，并将来自该设备的标记从体积中分割以形成数字模型。类似地，可以利用光学相干断层摄影(OCT)拉回技术。
在阶段S42的第四示例性实施例中，处于未部署状态的血管治疗设备的物理模型或数字化模型可以用作表示血管治疗设备的基线设备几何结构的可成像标记的矩阵的几何模型的数字构造的基础，并且在血管解剖结构内处于任何部分部署状态的血管治疗设备的部分或全部的血管外成像或血管内图像(例如，超声导管成像)可以用作可成像标记的图像矩阵的基线几何模型的数字构造的动态更新的基础。
流程图40的阶段S44涵盖与血管治疗设备的部署后状态相关联的血管治疗设备的被成像设备几何结构的描绘。
在阶段S44的一个示例性实施例中，在血管解剖结构内的任何部署后状态下的血管治疗设备的血管外成像(例如，X射线成像)可以用作表示血管治疗设备的被成像设备几何结构的可成像标记的矩阵的几何模型的数字构造的基础。用于这种数字构造的技术在本公开的领域中是已知的。
在阶段S44的第二示例性实施例中，在血管解剖结构内的任何部署后状态下的血管治疗设备的血管内成像(例如，超声导管成像)可以用作表示血管治疗设备的被成像设备几何结构的可成像标记的矩阵的几何模型的数字构造的基础。用于这种数字构造的技术在本公开的领域中是已知的，例如，如本公开先前所描述的IVUS回拉和OCT回拉。
流程图40的阶段S46涵盖在部署后状态下检测血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署，其是从步骤S42的血管治疗设备的基线设备几何结构与步骤S44的血管治疗设备的被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度或不相似度导出的。更具体地，阶段S42的由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的基线几何模型和阶段S44的由可成像标记的矩阵表示的血管治疗设备的被测量几何模型被配准到在阶段S44期间利用的成像空间，由此可以将基线几何模型相对于血管治疗设备的纵轴的取向与被成像几何模型相对于血管治疗设备的纵轴的取向进行比较，从而检测部署后状态下血管治疗设备的非扭转部署或扭转部署。
在本公开的实践中，阶段S46可以实施适合于比较基线几何模型和被成像几何模型相对于血管治疗设备的纵轴的取向的任何技术。
在阶段S46的一个实施例中，计算基线几何模型和被成像几何模型之间的配准的可成像标记对之间的运动向量，以提供血管治疗设备到部署后状态的非扭转部署或扭转部署的指示。
S46：内移植物的非扭转性部署的示例性检测。图5A图示了基线几何模型50，基线几何模型50由如图5B所示的内移植物54的完全扩展状态56a的设备模型、血管外成像或血管内成像数字地构建。更具体地，内移植物54包括在内移植物54的近端端部和远端端部之间延伸的七行R1-R7可成像标记55，并且基线几何模型50相应地包括在基线几何模型50的近端端部和远端端部之间延伸的七行R1-R7基线模型标记51。
对于该示例性情形，如图5C所图示，当内移植物54从未部署状态(初始部署前状态)过渡到半部署状态(初始部署后状态)时如被导管57覆盖的内移植物54的前三(3)远端行R1-R3的非扭转部分去鞘56b发生。图5D图示了被成像模型标记53的被成像几何模型52a，其由图5C所示的内移植物54的前三(3)远端行R1-R3的非扭转部分去鞘56b的血管外成像或血管内成像数字地构建。对于内移植物54的该部分去鞘，行R1-R3的被成像模型标记53的被成像几何模型52a相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向与行R1-R3的基线模型标记51的基线几何模型50相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向相同。
在行R1-R3的基线模型标记51和成像模型标记53的配准对之间计算运动向量，并且依据方向和/或幅度对计算的运动向量进行比较，从而确定内移植物54的任何扭矩。
例如，图6A图示了针对行R1-R3的基线模型标记51和成像模型标记53的配准对计算的零运动向量59，由此基于模型50和52相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向相似度，零运动向量59指示内移植物54从未部署状态(初始部署前状态)到半部署状态(初始部署后状态)的非扭转、非旋转部署58a。
通过另外的示例，图6B图示了针对行R1-R3的基线模型标记51和成像模型标记53的配准对计算的相同的非零运动向量(由箭头符号化)，由此基于模型50和52a相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向相似度，相同的非零运动向量的方向和幅度指示内移植物54从未部署状态(部署前状态)到半部署状态(部署后状态)的非扭转对称的旋转部署58b。尽管不指示内移植物54的扭矩，但是对称旋转对于在血管解剖结构内的内移植物的任何轴向未对准而言是重要的。
此外对于该示例性情形，当内移植物54从如图5C所示的半部署状态(最终部署前状态)过渡到如图5D所示的完全部署状态(最终部署后状态)时，被导管57覆盖的内移植物54的七(7)行R1-R7的非扭转完全去鞘发生。成像模型标记53的被成像几何模型52a再次由内移植物54的七(7)行R1-R7的非扭转完全带鞘的血管外成像或血管内成像数字地构造，并且所构造的被成像几何模型52a与基线几何模型50相同。对于内移植物54的完全去鞘，R1-R7行的被成像模型标记53的被成像几何模型52a相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向与R1-R7行的基线模型标记51的基线几何模型50相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向相同。
再次，在行R1-R7的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对之间计算运动向量，并且将计算的运动向量在方向和/或幅度方面进行比较，从而确定内移植物54的任何扭曲。
例如，图6C图示了针对行R1-R7的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对计算的零运动向量59，由此基于模型50和52相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向相似度，零运动向量59指示内移植物54从未部署状态(初始部署前状态)到完全部署状态(最终部署后状态)的非扭转、非旋转部署58c。
通过另外的示例，图6D图示了针对行R1-R7的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对计算的相同的非零运动向量(由箭头符号化)，由此基于模型50和52相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向相似度，相同的非零运动向量指示内移植物54从未部署状态(初始部署前状态)到完全部署状态(最终部署后状态)的非扭转对称旋转部署58d。再次，尽管不指示内移植物54的扭矩，但是对称旋转对于在血管解剖结构内的内移植物的任何轴向未对准方面进行注释是重要的。
S46：内移植物的扭转部署的示例性检测。图5E图示了基线几何模型50，基线几何模型50由如图5B所示的内移植物54的完全扩展状态56a的设备模型、血管外成像或血管内成像数字地构建。再次，更具体地，内移植物54包括在内移植物54的近端端部和远端端部之间延伸的七行R1-R7可成像标记55，并且基线几何模型50相应地包括在基线几何模型50的近端端部和远端端部之间延伸的七行R1-R7基线模型标记51。
对于该示例性情形，如图5F所图示，当内移植物54从未部署状态(初始部署前状态)过渡到半部署状态(初始部署后状态)状态时，如被导管57覆盖的内移植物54的前三(3)远端行R1-R3的扭转局部去鞘56c发生。图5G图示了被成像模型标记53的被成像几何模型52b，其是由如图5F所示的内移植物54的前三(3)远端行R1-R3的扭转部分去鞘56c的血管外成像或血管内成像数字地构建的。
在行R1-R3的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对之间计算运动向量，并依据方向和/或幅度将计算的运动向量进行比较，从而确定内移植物54的任何扭矩。
例如，图6E图示了针对行R1的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对计算的零运动向量59，并且还图示了针对行R2和R3的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对计算的幅度增加非零运动向量(由箭头符号化)，由此基于相对于内移植物54的纵轴的模型50和52b之间的矩阵取向不相似度，零运动向量和幅度增加向量之间的差异指示内移植物54从未部署状态(初始部署前状态)到半部署状态(初始部署后状态)的扭转部署58e。
此外在该示例性情形中，当内移植物54从如图5F所示的半部署状态(最终部署前状态)过渡到如图5H所示的完全部署状态(最终部署后状态)时，如被导管57覆盖的内移植物54的七(7)行R1-R7的扭转完全去鞘发生。被成像模型标记53的被成像几何模型52b再次由内移植物54(未示出)的七(7)行R1-R7的扭转完全带鞘的血管外成像或血管内成像数字地构建。为了内移植物54的该完全去鞘，行R1-R7的被成像模型标记53的被成像几何模型52a相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向与行R1-R7的基线模型标记51的基线几何模型50相对于内移植物54的纵轴的矩阵取向不同。
再次，在行R1-R7的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对之间计算运动向量，并且将计算的运动向量在方向和/或幅度方面进行比较，从而确定内移植物54的任何扭矩。
例如，图6F图示了针对行R1的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对计算的零运动向量59，并且还图示了针对行R2-R7的基线模型标记51和被成像模型标记53的配准对计算的幅度增加非零运动向量(由箭头符号化)，由此基于相对于内移植物54的纵轴的模型50和52b之间的矩阵取向不相似度，零运动向量和幅度增加向量之间的差异指示了内移植物54从半部署状态(最终部署前状态)到完全部署状态(最终部署后状态)的扭转部署58f。
S46：支架的非扭转部署的示例性检测。图7A图示了由如图7B所示的支架64的完全扩展状态64b的设备模型、血管外成像或血管内成像以数字方式构建的基线几何模型60。更具体地，支架64包括在支架64的近端端部和远端端部之间纵向延伸的一列可成像标记65-67，并且基线几何模型60相应地包括在基线几何模型60的近端端部和远端端部之间纵向延伸的一列基线模型标记61-63。
对于该示例性情形，图7D图示了当支架64从未部署状态(初始部署前状态)过渡到半部署状态(初始部署后状态)时支架64的非扭转局部扩展64a。图7C图示了如图7D所示的支架64的非扭转部分扩展64a的血管外成像或血管内成像数字地构建的被成像模型标记71-73的被成像几何模型70。对于支架64的该非扭转部分扩展64a，被成像模型标记71-73的被成像几何模型70相对于支架64的纵轴的矩阵取向与基线模型标记61-63的基线几何模型60相对于支架64的纵轴的矩阵取向相同。
在基线模型标记61-63与成像模型标记71-73的配准对之间计算角向量，并依据方向和/或幅度比较计算的角向量，从而确定支架64的任何扭矩。
例如，图8A图示了从支架64的纵轴在相同方向上径向延伸的基线模型标记61-63和被成像模型标记71-73。因此，尽管基线模型标记61-63和被成像模型标记71-73之间的径向延伸量不同，但是基于模型60和70相对于支架64的纵轴的矩阵取向相似度，针对基线模型标记61-63和被成像模型标记71-73的配准对计算的零角向量(由箭头符号化)指示支架64从未部署状态(初始部署前状态)到半部署状态(初始部署后状态)的非扭转、非旋转部署68a。
此外针对该示例性情形，图7B图示了当支架64从半部署状态(最终部署前状态)过渡到完全部署状态(最终部署后状态)时支架64的非扭转完全扩展64a。再次，在基线模型标记61-63与被成像模型标记71-73的配准对之间计算角向量，并在方向和/或幅度方面比较计算的角向量，从而确定支架64的任何扭矩。
例如，图8B图示了基线模型标记61-63和被成像模型标记71-73，它们从支架64的纵轴在相同方向上并以相同的幅度径向延伸。因此，基于模型60和70相对于支架64的纵轴的矩阵取向相似度，针对基线模型标记61-63和被成像模型标记71-73的配准对计算的零角向量69a-c指示支架64从半部署状态(最终部署前状态)到完全部署状态(最终部署后状态)的非扭转、非旋转部署68a。
S46：支架的扭转部署的示例性检测。如前所述，图7A图示了由如图7B所示的支架64的完全扩展状态64b的设备模型、血管外成像或血管内成像数字地构建的基线几何模型60。再次，更具体地，支架64包括在支架64的近端端部和远端端部之间纵向延伸的一列可成像标记65-67，并且基线几何模型60相应地包括在基线几何模型60的近端端部和远端端部之间纵向延伸的一列基线模型标记61-63。
对于该示例性情形，图7F图示了当支架64从未部署状态(初始部署前状态)过渡到半部署状态(初始部署后状态)时支架64的扭转部分扩展64c。图7E图示了由如图7F所示的支架64的扭转部分扩展64c的血管外成像或血管内成像数字地构建的被成像模型标记75-77的被成像几何模型74。对于支架64的该扭转部分扩展64c，被成像模型标记75-77的被成像几何模型74a相对于支架64的纵轴的矩阵取向与基线模型标记61-63基线几何模型60相对于支架64的纵轴的矩阵取向相同。
在基线模型标记61-63和被成像模型标记75-77的配准对之间计算角向量，并且依据方向和/或幅度比较计算的角向量从而确定支架64的任何扭矩。
例如，图8C图示了基线模型标记61-63和被成像模型标记75-77从支架64的纵轴在不同方向上并且以不相等的幅度径向延伸。基于模型60和70相对于支架64的纵轴的矩阵取向不相似度，针对基线模型标记62和63和被成像模型标记76和77的配准对计算的非零角向量(由β1和β2符号化)指示支架64从未部署状态(初始部署前状态)到半部署状态(初始部署后状态)的扭转部署68a。
此外对于该示例性情形，图7H图示了在支架64从半部署状态(最终部署前状态)过渡到完全部署状态(最终部署后状态)时支架64的扭转完全部署64c。再次，在基线模型标记61-63与被成像模型标记75-77的配准对之间计算角向量，并依据方向和/或幅度比较计算的角向量，从而确定支架64的任何扭矩。
例如，图8D图示了基线模型标记61-63和被成像模型标记75-77，其从支架64的纵轴在不同方向上并且以相等幅度径向延伸。基于模型60和70相对于支架64的纵轴的矩阵取向不相似度，针对基线模型标记62和63和被成像模型标记76和77的配准对计算的非零角向量(由β1和β2符号化)指示支架64从半部署状态(最终部署前状态)到完全部署状态(最终部署后状态)的扭转部署68a。
返回参考图4，流程图40的阶段S46还可以涵盖对血管治疗设备到阶段S44的部署后状态的扭转部署的检测的任何视觉、听觉和/或机械警报的激活。
在一个实施例中，可以显示非零运动向量或非零角向量以可视化血管治疗设备的任何扭转部署的检测。更具体地，可以显示非零运动向量或非零角向量，以基于非零运动向量或非零角向量超过表示血管治疗设备的限制扭矩的幅度阈值和/或方向阈值来可视化对血管治疗设备的不可接受的扭转部署的检测。
在第二实施例中，血管治疗设备的显示图像可以变色和/或闪烁以可视化对血管治疗设备的任何扭转部署的检测。更特别地，基于非零运动向量或非零角向量超过表示血管治疗设备的显著扭矩的幅度阈值和/或方向阈值，血管治疗设备的显示图像可以变色和/或闪烁以可视化对血管治疗设备的不可接受的扭转部署的检测。
在第三实施例中，可以激活听觉警告(例如，语音或喇叭)以传递对血管治疗设备的任何扭转部署的检测。更具体地，基于非零运动向量或非零角向量超过表示血管治疗设备的显著扭矩的幅度阈值和/或方向阈值，可以激活听觉警报以传递对血管治疗设备的不可接受的扭转部署的检测。
在第四实施例中，如果适用，则在检测到血管治疗设备的任何扭转部署后可以停用控制血管治疗设备通过血管解剖结构的导航的机器人。更具体地，当基于非零运动向量或非零角向量超过表示血管治疗设备的显著扭矩的幅度阈值和/或方向阈值对血管治疗设备的不可接受的扭转部署的检测后可以停用这种机器人。
为了促进对本公开的进一步理解，现在将结合图9-11B描述用于在血管内流程期间执行本发明的扭矩检测血管治疗方法的本公开的扭矩检测血管治疗系统的示例性实施例。根据图9-11B的描述，本领域普通技术人员将理解如何制造和使用根据本公开的扭矩检测血管治疗系统的额外的变化的和众多的实施例。
参考图9，本公开的扭矩检测血管治疗系统采用：
(1)从以下所组装的血管治疗部署设备100
(a)支架101a和内移植物101b形式的血管治疗设备，每个具有可成像标记的矩阵，
(b)近端控件102，
(c)鞘导管103、导丝104和/或具有球囊106的导管105的形式的递送工具，以及
(d)一个或多个光学形状传感器107；
(2)机器人110(其可以省略以进行手动控制)；
(3)医学成像模态120；以及
(4)血管治疗工作站140，其被配置有机器人控制器111、成像控制器121和扭矩检测控制器130。
光学形状传感器(“OSS”)107使用沿一根或多根光纤的光在血管内手术期间用于设备定位和导航。OSS传感器107的操作原理涉及在光纤中使用分布式应变测量，包括但不限于使用特征瑞利反向散射或使用受控光栅图案。沿着光纤的形状开始于沿着OSS 107的与OSS坐标系的原点(未示出)相关联的特定点，由此OSS 107的后续形状位置和取向相对于OSS坐标系的原点。
为了将OSS 107的使用引入到血管内流程中以支撑图像引导支架101a/内移植物101b，在实践中OSS 107可以根据如本公开领域中已知的各种方法集成到内移植物开发中，包括但不限于：
(1)将OSS 107集成到支架101a/内移植物101b中；
(2)OSS 107在支架101a/内移植物101b上的离散附接点；
(3)将OSS 107集成到导管103和105的壁中；
(4)将OSS 107附接到近端控件41的手柄上；以及
(5)将OSS 107集成到导丝104中。
可以根据集成方法基于光学形状感测信息来生成支架101a/内移植物101b的图像绘制和图像建模。
机器人110可以附接至近端控件102，以经由递送工具之一在血管解剖结构(例如，腹主动脉)内导航支架101a/内移植物101b。在本公开的实践中，机器人110到近端控件102和/或递送工具42的附接包括但不限于：
(1)将机器人夹紧到耦合到递送工具的支架101a/内移植物101b的扭转部件上；
(2)在支架101a/内移植物101b与机器人110之间使用配合件；以及
(3)使鞘导管103穿过附接到机器人110的夹头。
在一个实施例中，机器人110，支架101a/内移植物101b相对于如本公开领域中已知的机器人坐标系的轴向旋转和/或轴向平移。对于该实施例，如果利用OSS传感器107，则与OSS传感器107相关联的OSS坐标系可以在空间上配准到机器人110的机器人坐标系，如本公开的领域中已知的。
机器人110的关键特征是能够将支架101a/内移植物101b保持在稳定位置/取向，这减少对操作者始终将近端控件120的手柄保持于适当位置/取向的需要。在支架101a/内移植物101b在被导航和/或定位在血管解剖结构内时确实滑落的情况下，机器人110可以自动尝试在血管解剖结构内重新定位/重新取向支架101a/内移植物101b，或者可以警告工作站140的操作者。另外，通过结合如本公开领域中已知的(一个或多个)力传感器，可以测量将支架101a/内移植物101b插入腹主动脉中所需的力，并且还可以测量血管插管等期间保持支架101a/内移植物101b所需的(一个或多个)力。如果过多力施加于患者，则此类力读数可以用于警告工作站140的操作者。
仍参考图9，医学成像模态120可以是用于支架101a/内移植物101b的血管外成像(例如，X射线模态)和/或支架101a/内移植物101b的血管内成像(例如，光学相干断层摄影、近红外成像、IVUS等)的任何本公开领域中已知成像模态。对于成像，如果利用OSS传感器107，则与OSS传感器107相关联的OSS坐标系可以在空间上与成像模态120的图像坐标系配准，如本公开的领域中已知的，或者与X射线图像中可识别的标志/目标配准，由此OSS 107的形状感测数据在空间上与根据X射线成像生成的任何医学图像配准，以用于机器人控制。
仍参考图9，血管治疗工作站140采用监测器141、接口平台142和工作站计算机143。
工作站计算机143连接/耦合到OSS 107(如果利用)和成像模态120，以分别输入形状感测数据和成像数据，如本公开领域中已知的。更具体地，对于形状感测数据的输入，用于检测由OSS 107反射和/或透过其的光的如本公开领域已知的光检测器(未示出)可以在工作站计算机73内部或外部。
在本公开的实践中，当安装在工作站计算机143上时，机器人控制器111、成像控制器121、扭矩检测控制器130和未示出的任何额外控制器(例如，显示控制器)可以如所示分离，或者部分或完全集成。同样在实践中，扭矩检测控制器130可安装在额外工作站(未示出)(例如笔记本电脑或平板电脑)中，并远程连接到工作站计算机73。
仍参考图9，每个控制器111、121和130包括经一个或多个系统总线互连的(一个或多个)处理器、存储器、用户接口、网络接口和存储设备。
每个处理器可以是能够执行存储在存储器或存储设备中的指令或以其他方式处理数据的如本公开领域中已知的或在下文中构思的任何硬件设备。在非限制性示例中，处理器可以包括微处理器、现场可编程门阵列(FPGA)、专用集成电路(ASIC)或其他类似设备。
存储器可以包括如本公开领域中已知的或在下文中构思的各种存储器，包括但不限于L1、L2或L3高速缓存或系统存储器。在非限制性示例中，存储器可以包括静态随机存取存储器(SRAM)、动态RAM(DRAM)、闪存、只读存储器(ROM)或其他类似的存储器设备。
用户接口可以包括如本公开领域中已知或下文中构思的一个或多个设备，用于使能与诸如管理员的用户的通信。在非限制性示例中，用户接口可以包括可以经由网络接口呈现给远程终端的命令行接口或图形用户接口。
网络接口可以包括如在本公开的领域中已知的或在下文中构思的一个或多个设备，用于使能与其他硬件设备进行通信。在非限制性示例中，网络接口可以包括被配置为根据以太网协议进行通信的网络接口卡(NIC)。另外，网络接口可以实施用于根据TCP/IP协议进行通信的TCP/IP栈。网络接口的各种备选或额外硬件或配置将是显而易见的。
存储设备可以包括如本公开领域中已知或在下文中构思的一个或多个机器可读存储介质，包括但不限于只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、磁盘存储介质、光学存储介质、闪存设备或类似的存储介质。在各种非限制性实施例中，存储设备可以存储指令以由处理器执行或者可以随处理器一起操作的数据。例如，存储设备可以存储用于控制硬件的各种基本操作的基本操作系统。存储设备还以可执行软件/固件的形式存储应用模块，以实施控制器的各种功能，如本公开中进一步描述的。
仍参考图9，在一个实施例中，机器人控制器111包括应用模块(未示出)，以用于在血管解剖结构内定位、取向、虚拟固定和部署支架101a/内移植物101b，如本公开领域中已知的，并且成像控制器121包括如本公开领域中已知的应用模块(未示出)，用于从可调节视场视觉地跟踪血管解剖结构内的支架101a/内移植物101b的定位、取向、虚拟固定和部署。
在本公开的实践中，机器人控制器11连接到机器人110的致动器控件，以用于机器人110与机器人控制器111之间的信号/数据/命令通信112，包括但不限于从机器人控制器111到机器人110的致动命令/信号以及从机器人110到机器人控制器111的致动数据(例如，支架101a/内移植物101b的轴向平移和/或轴向旋转程度以及任何力反馈)。同时地，成像控制器121连接到成像模态120，用于成像模态120和成像控制器121之间的信号/数据/命令通信122，包括但不限于从成像模态120到成像控制器121的成像数据以及从成像控制器121到成像模态120的致动命令/信号。
仍参考图9，扭矩检测控制器120包括几何结构管理器131形式的应用模块，用于执行如本公开先前所描述的流程图40(图4)的阶段S42和S44，以及扭矩检测器132，用于执行如本公开先前所描述的流程图40的阶段46。
在本公开的实践中，根据正在监测哪个特定的血管治疗设备101a和101b，正在采用哪个(一个或多个)递送设备102-106，是否正在用OSS传感器107以及成像模态120的形式来配置几何结构管理器131和扭矩检测器132的实施例。
为了促进对几何结构管理器几何结构管理器131和扭矩检测器132的另外的理解，以下是对血管内流程的示例性血管外成像和血管内流程的示例性血管内成像的描述。
血管外X射线成像。图10A图示了X射线臂120a，其可操作于经由OSS球囊导管105在血管解剖结构内对支架101a的递送和部署进行成像，并且用于经由导管OSS导丝104a对血管解剖结构内的内移植物101b的递送以及递送和部署进行成像。
在血管内流程期间，通常自动检测支架101a/内移植物101b的非扭转部署或扭转部署涉及：
(1)几何结构管理器131的操作，以根据本公开从设备模型在术前重建支架101a/内移植物101b的基线几何模型，如本文先前所描述的；
(2)经由机器人110在血管解剖结构内的靶向位置处半部署支架101a/内移植物101b，如本公开领域中已知的；
(3)几何结构管理器131的操作，用于根据本公开在成像X射线成像下检测101a/内移植物101b的辐射不透明标记，如本文先前所描述的；
(4)几何结构管理器131的操作，用于根据本公开从101a/内移植物101b的被成像辐射不透明标记在术中重建支架101a/内移植物101b的3D几何模型，如本文先前所描述的；
(5)几何结构管理器131的任选操作，用于根据本公开基于支架101a/内移植物101b的被成像几何模型的术中重建来修改基线几何模型，如本文先前所描述的；
(6)几何结构管理器131的操作，用于通过与X射线模态120a配准来将支架101a/内移植物101b的当前配置保存为参考(位置、取向和变形)；
(7)当进一步部署支架101a/内移植物101b并采集新图像时，根据本公开，几何结构管理器131的操作使支架101a/内移植物101b的辐射不透明标记移位，如本文先前所描述的；
(8)扭矩检测器132的任选操作，用于控制支架101a/内移植物101b的辐射不透明标记随时间的方向性的显示；以及
(9)如果方向性表现在不利的分量中(即，根据本公开的基线几何模型和被成像几何模式之间的矩阵不相似度，如本文先前所描述的)，则扭矩检测器132激活支架101a/内移植物101b的检测到的扭转部署的X射线模态120a的对操作者的警报。
更特别地，支架101a/内移植物101b变形的方向性容易地由扭矩管理器132确定，因为支架101a/内移植物101b的纵向方向是从嵌入在球囊导管105a或导丝104a内的OSS107已知的。具体地，选择局部z轴支架101a/内移植物101b，使得其与从支架101a/内移植物101b的近端端部到支架101a/内移植物101b的远端端部的向量对准，其位置对于通过以上步骤(6)的配准给出的扭矩管理器132是已知的。x轴和y轴垂直于z轴，并且它们的具体对准对于本公开而言是不重要的，因为可以选择任何方便的取向，例如，x可以沿着图像平面延伸，并且y可以延伸出图像平面。因此，支架101a/内移植物101b的坐标系依据形状坐标系表达为dTs。
如图10B所示按照上面的步骤(4)计算每个辐射不透明标记的3D位置，图10B图示了根据两(2)幅X射线图像123a和123b对辐射不透明标记124的行的示例性重建，并且其对于所采集的每幅X射线图像重复。由扭矩管理器132从多幅X射线图像计算每个辐射不透明标记的运动向量作为跟踪位置的差异，如先前在本公开中所描述的。因为支架101a/内移植物101b与形状坐标系配准，因此运动向量在形状坐标系中表达为vTs。
在一个实施例中，扭矩管理器132执行以下方程[1]，以获得以设备坐标表达的运动向量：
dTv＝dTs·vTs -1) [1]
对于以设备坐标表达的每个运动向量v＝(vx,vy,vz)，由扭矩管理器132根据以下方程[2]计算z轴或纵向旋转或扭转：
Figure BDA0002641020950000251
卷曲操作依据xyz分量产生运动向量v的旋转。z分量对应于扭转，因此采取卷曲v与z法向向量的点积，由此z分量指示在正部署支架101a/内移植物101b时辐射不透明标记的矩阵相似度或矩阵不相似度。
还可由扭矩管理器132基于(一个或多个)被成像几何模型内的辐射不透明标记位置与基线几何模型内的辐射不透明标记位置的比较确定方向性信息，如先前在本公开中描述的。更具体地，可以在流程的以下时间点由扭矩管理器132检测支架101a/内移植物101b的扭转部署：(1)在支架101a/内移植物101b的半部署之后，通过比较术中重建的被成像几何模型的辐射不透明标记位置与术前重建基线几何模型内的辐射不透明标记位置；以及(2)在支架101a/内移植物101b的持续部署期间，通过比较当前术中重建的被成像几何模型内的辐射不透明标记位置与术前重建基线几何模型、术中重建基线几何模型或两者的混合中的辐射不透明标记位置。
辐射不透明标记的运动可以任选地以多种方式显示，例如在血管医学图像74(图9)上叠加微型箭头、条纹伪影、时间流逝等。在此类叠加导致视觉混乱的情况下，仅能够以如可视化中的独立标牌、叠加上的闪烁等这样的方式显示关于不利运动的警报。
血管间导管成像。在血管内流程期间，血管内成像导管(光学相干断层摄影、近红外成像、IVUS等)促进监测内移植物101b内的任何扭转积聚，如下：
(1)，经由机器人110在血管解剖结构内的靶向位置处半部署内移植物101b，如本公开领域中已知的；
(2)用血管内成像导管对内移植物101b进行插管并执行拉回以采集内移植物101b的配准图像(例如，图11A和图11B示例性图示了血管内成像导管120b拉回以获得可成像标记行的平面图像，例如如所示的行123c和123d)
(3)几何结构管理器131重建内移植物101b的术中基线几何模型的操作；
(4)将血管内成像导管在可成像标记或一行可成像标记的水平处保持就位，由此几何结构管理器131在血管内成像导管周围重建内移植物101b的术中被成像几何模型，或者可以进行血管内成像导管的额外拉回以将多个标记定位在(一个或多个)额外的可成像标记或额外的一行(或多行)可成像标记的水平处，从而几何结构管理器131围绕血管内成像导管重建内移植物101b的术中被成像几何模型；以及
(5)扭矩管理器131的操作，其用于从与内移植物101b的术中基线几何模型相比的内移植物101b的术中被成像几何模型中计算内移植物101b的可成像标记的角向量，如本公开先前所描述的。
为了使这种成像起工作，重要的是在图像采集或任何旋转期间血管内成像导管必须保持固定就位，血管内成像导管必须经由集线器进行监测，如本公开技术领域中已知的。
在移除球囊106之后，也可以对支架101a执行该血管内成像。
参考图3-11B，本公开领域的普通技术人员将意识到本公开发明的许多益处，包括但不限于自动检测血管治疗设备的扭转部署。
此外，如本领域普通技术人员鉴于本文提供的教导将意识到的，在本公开/说明书中描述的、和/或在图中描绘的结构、元件、部件等，均可以被实施为硬件和软件的各种组合，并且提供可以被组合在单一元件或多重元件中的功能。例如，可以通过使用专用硬件以及能够与运行合适的软件相关联的软件的硬件，提供在图中示出/图示/描绘的各个结构、元件、部件等的功能，以用于添加的功能。当由处理器提供时，所述功能可以由单个专用处理器、由单个共享处理器或者由多个各自的处理器(其中的一些可以是共享和/或复用的)提供。同样地，术语“处理器”或“控制器”的明确使用不应当被解释为专指能够运行软件的硬件，并且能暗含地包括但不限于：数字信号处理器(“DSP”)硬件、存储器(例如用于储存软件的只读存储器(“ROM”)、随机存取存储器(“RAM”)、非易失性储存器，等等)，以及实质上能够(和/或可配置为)执行和/或控制过程的任意手段和/或机器(包括硬件、软件、固件、其组合，等等)。
此外，在本文中详述本发明的原理、方面及实施例，以及其具体范例的所有记载，均意图涵盖其结构性和功能性的等同。另外地，目的是这样的等同包括目前已知的等同以及未来发展的等同两者(例如所开发的能够执行相同或基本相似的功能的任意元件，而无论其结构)。因此，例如鉴于本文提供的教导，本领域普通技术人员将意识到，在本文中所提供的任意框图均可以表示实现本发明的原理的示范性系统部件和/或电路的概念性视图。类似地，鉴于本文提供的教导，本领域普通技术人员应当意识到，任意流程图、作业图等等均能表示各种过程，所述过程基本上能被表示在计算机可读储存介质中，并由具有处理能力的计算机、处理器或其他设备如此运行，而无论是否明确示出这样的计算机或处理器。
已描述了本公开的各种和众多发明的优选和示例性实施例(所述实施例旨在是示例性而非限制性的)，注意，本领域技术人员可以鉴于包括附图的本文提供的教导进行修改和变型。因此，应理解，可以对本公开的优选和示例性实施方式进行改变，这在本文公开的实施方式的范围内。
此外，预期并入和/或实施了设备/系统的对应和/或相关系统或诸如可以在根据本公开的设备中/与其一起使用/实施的对应和/或相关系统，也被预期并被认为在本公开的范围内。此外，根据本公开的用于制造和/或使用设备和/或系统的对应和/或相关方法也被预期并被认为在本公开的范围内。

Claims (20)

1.一种扭矩检测血管治疗系统，包括：
血管治疗设备(101)，其能用于从部署前状态过渡到部署后状态，
其中，所述血管治疗设备(101)包括表示所述血管治疗设备(101)的几何结构的可成像标记的矩阵；以及
扭矩检测控制器(130)，其被配置用于控制在所述血管治疗设备(101)从所述部署前状态过渡到所述部署后状态之后对所述血管治疗设备(101)的非扭转部署或扭转部署中的一项的检测，
其中，所述扭矩检测控制器(130)被配置为根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述非扭转部署的所述检测，并且
其中，所述扭矩检测控制器(130)被配置为根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的矩阵取向不相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的所述检测。
2.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，
其中，所述扭矩检测控制器(130)还被配置为执行以下操作中的至少一项：
根据所述血管治疗设备(101)的设备模型来重建可成像标记的所述矩阵的部署前几何模型；
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管外图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型；并且
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管内图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型；并且
其中，可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型表示所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构。
3.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，
其中，所述扭矩检测控制器(130)还被配置为执行以下操作中的至少一项：
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管外图像来重建可成像标记的所述矩阵的部署后几何模型；并且
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管内图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型；并且
其中，可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型表示所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构。
4.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，
其中，所述扭矩检测控制器(130)还被配置为计算从所述部署前状态到所述部署后状态的针对每个可成像标记的运动向量；并且
其中，所述运动向量指示以下中的一项：由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向相似度或所述矩阵取向不相似度。
5.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，
其中，所述扭矩检测控制器(130)还被配置为计算从所述部署前状态到所述部署后状态的每个可成像标记的角向量；并且
其中，所述角向量指示以下中的一项：由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向相似度或所述矩阵取向不相似度。
6.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，
其中，所述扭矩检测控制器(130)还被配置为生成警报，所述警报告知对所述血管治疗设备(101)的不可接受的扭转部署的检测。
7.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，
其中，所述扭矩检测控制器(130)还被配置为控制对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的检测的显示。
8.根据权利要求1所述的扭矩检测血管治疗系统，其中，所述血管治疗设备(101)还包括光学形状传感器，所述光学形状传感器被配置为感测所述血管治疗设备(101)的形状和取向中的至少一项。
9.一种扭矩检测控制器(130)，其用于在包括可成像标记的矩阵的血管治疗设备(101)从部署前状态过渡到部署后状态之后检测所述血管治疗设备(101)的非扭转部署或扭转部署中的一项，所述扭矩检测控制器(130)包括：
几何结构管理器(131)，其被配置为管理对由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的基线设备几何结构的描绘和对由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的被成像设备几何结构的描绘；以及
扭矩检测器(132)，
其中，所述扭矩检测器(132)被配置为根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述非扭转部署的所述检测，并且
其中，所述扭矩检测器(132)被配置为根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的矩阵取向不相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的所述检测。
10.根据权利要求9所述的扭矩检测控制器(130)，
其中，所述几何结构管理器(131)还被配置为执行以下操作中的至少一项：
根据所述血管治疗设备(101)的设备模型来重建可成像标记的所述矩阵的部署前几何模型；
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管外图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型；并且
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管内图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型；并且
其中，可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型表示所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构。
11.根据权利要求9所述的扭矩检测控制器(130)，
其中，所述几何结构管理器(131)还被配置为执行以下操作中的至少一项：
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管外图像来重建可成像标记的所述矩阵的部署后几何模型；并且
根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管内图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型；并且
其中，可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型表示所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构。
12.根据权利要求9所述的扭矩检测控制器(130)，
其中，所述扭矩检测器(132)还被配置为计算从所述部署前状态到所述部署后状态的针对每个可成像标记的运动向量；并且
其中，所述运动向量指示以下中的一项：由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向相似度或所述矩阵取向不相似度。
13.根据权利要求9所述的扭矩检测控制器(130)，
其中，所述扭矩检测器(132)还被配置为计算从所述部署前状态到所述部署后状态的每个可成像标记的角向量；并且
其中，所述角向量指示以下中的一项：由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向相似度或所述矩阵取向不相似度。
14.根据权利要求9所述的扭矩检测控制器(130)，
其中，所述扭矩检测器(132)还被配置为生成警报，所述警报告知对所述血管治疗设备(101)的不可接受的扭转部署的检测。
15.根据权利要求9所述的扭矩检测控制器(130)，
其中，所述扭矩检测器(132)还被配置为控制对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的检测的显示。
16.一种扭矩检测方法，其能够由扭矩检测控制器(130)执行，以在包括矩阵可成像标记的血管治疗设备(101)从部署前状态过渡到部署后状态之后检测所述血管治疗设备(101)的非扭转部署或扭转部署中的一项，所述扭矩检测方法包括：
所述扭矩检测控制器(130)管理由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的基线设备几何结构的描绘和由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的被成像设备几何结构的描绘；以及
以下中的一项：所述扭矩检测控制器(130)根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度来导出对血管治疗设备(101)的非扭转部署的检测；或者所述扭矩检测控制器(130)根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的矩阵取向不相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的所述检测。
17.根据权利要求16所述的扭矩检测方法，
其中，所述扭矩检测控制器(130)描绘由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的基线设备几何结构和由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的被成像设备几何结构包括以下操作中的至少一项：
所述扭矩检测控制器(130)根据所述血管治疗设备(101)的设备模型来重建可成像标记的所述矩阵的部署前几何模型；
所述扭矩检测控制器(130)根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管外图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型；
所述扭矩检测控制器(130)根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管内图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型；
所述扭矩检测控制器(130)根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管外图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型；并且
所述扭矩检测控制器(130)根据所述血管治疗设备(101)的至少一幅血管内图像来重建可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型；其中，可成像标记的所述矩阵的所述部署前几何模型表示所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构；并且
其中，可成像标记的所述矩阵的所述部署后几何模型表示所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构。
18.根据权利要求16所述的扭矩检测方法，
其中，所述扭矩检测控制器(130)根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的矩阵取向相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述非扭转部署的所述检测包括以下操作中的至少一项：
所述扭矩检测控制器(130)计算从所述部署前状态到所述部署后状态的针对每个可成像标记的运动向量；并且
所述扭矩检测控制器(130)计算从所述部署前状态到所述部署后状态的每个可成像标记的角向量；
其中，所述运动向量指示由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向相似度；并且
其中，所述角向量指示由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向相似度。
19.根据权利要求16所述的扭矩检测方法，
其中，所述扭矩检测控制器(130)根据由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向不相似度来导出对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的所述检测包括以下操作中的至少一项：
所述扭矩检测控制器(130)计算从所述部署前状态到所述部署后状态的针对每个可成像标记的运动向量；并且
所述扭矩检测控制器(130)计算从所述部署前状态到所述部署后状态的每个可成像标记的角向量；
其中，所述运动向量指示由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向不相似度；并且
其中，所述角向量指示由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述基线设备几何结构与由所述可成像标记的所述矩阵表示的所述血管治疗设备(101)的所述被成像设备几何结构之间的所述矩阵取向不相似度。
20.根据权利要求16所述的扭矩检测方法，还包括以下操作中的至少一项：
所述扭矩检测控制器(130)生成警报，所述警报告知对所述血管治疗设备(101)的不可接受的扭转部署的检测；以及
所述扭矩检测控制器(130)生成控制对所述血管治疗设备(101)的所述扭转部署的检测的显示。
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