存儲(chǔ)器、磁帶、可移除計(jì)算機(jī)軟盤、隨機(jī)存取存儲(chǔ)器(RAM)、只讀存儲(chǔ)器(R0M)、剛性磁盤以及光盤。光盤的當(dāng)前范例包括壓縮盤-只讀存儲(chǔ)器(CD-ROM)、壓縮盤-讀/寫(CD-R/W)、Blu-Ray?以及DVD。
[0021]現(xiàn)在參考附圖，其中，相似數(shù)字代表相同或相似的元件，并且首先參考圖1，根據(jù)示范性實(shí)施例說明性地示出了用于使用具有超聲或其他成像系統(tǒng)，并且尤其是靜脈內(nèi)超聲(IVUS)的形狀感測(cè)使能設(shè)備，來測(cè)量腔內(nèi)特性的系統(tǒng)100。系統(tǒng)100可以包括工作站或控制臺(tái)112，從所述工作站或控制臺(tái)112監(jiān)督和/或管理流程。工作站112優(yōu)選包括一個(gè)或多個(gè)處理器114和用于存儲(chǔ)程序和應(yīng)用的存儲(chǔ)器116。存儲(chǔ)器116可以存儲(chǔ)被配置為解釋來自形狀感測(cè)設(shè)備或系統(tǒng)104的反饋信號(hào)(例如，電磁或光學(xué)的)的感測(cè)及解釋模塊115。感測(cè)及解釋模塊115被配置為使用光學(xué)信號(hào)反饋(以及任何其他反饋，例如，在代替光學(xué)形狀感測(cè)采用電磁(EM)跟蹤時(shí)的EM跟蹤)來重建變形、偏轉(zhuǎn)以及與醫(yī)學(xué)設(shè)備或儀器102和/或其周圍區(qū)域相關(guān)聯(lián)的其他改變。醫(yī)學(xué)設(shè)備102可以包括導(dǎo)管、導(dǎo)絲、探頭、內(nèi)窺鏡、機(jī)器人、電極、過濾設(shè)備、球囊設(shè)備或其他醫(yī)學(xué)部件等。醫(yī)學(xué)設(shè)備102包括超聲探頭106，所述超聲探頭被配置為生成和接收超聲波，以對(duì)對(duì)象160的體積，并且尤其是血管壁或幾何結(jié)構(gòu)進(jìn)行成像。除了從US探頭106收集的瞬時(shí)形狀信息之外，由于運(yùn)動(dòng)的血管160的整體形狀能夠使用形狀感測(cè)系統(tǒng)104來收集。US探頭106與成像系統(tǒng)110結(jié)合工作，所述成像系統(tǒng)可以被包括在工作站112中或被采用為獨(dú)立的單元。成像系統(tǒng)110可以包括，例如，代替US的用于獲得組織圖像的光學(xué)相干斷層攝影(0CT)。在這種情況下，能夠由光源和光接收器來替換探頭106，以執(zhí)行OCT。0CT能夠被視為有效地是“光學(xué)超聲’，其對(duì)來自組織內(nèi)的反射進(jìn)行成像以提供橫截面圖像。0CT基于光，而非超聲波。光束被引導(dǎo)到組織處，并且該光的從子表面特征反射的小部分被收集。干涉測(cè)量被用于記錄所接收的光子的光學(xué)路徑長(zhǎng)度，允許拋棄在檢測(cè)之前散射多次的多數(shù)光子。0CT能夠通過在收集直接從感興趣表面反射的光的同時(shí)拋棄背景信號(hào)來建立樣本的清晰的3D圖像。
[0022]如果設(shè)備102上的形狀感測(cè)系統(tǒng)104包括光學(xué)形狀感測(cè)，則形狀感測(cè)系統(tǒng)104包括以一種或多種設(shè)置模式被耦合到設(shè)備102的一個(gè)或多個(gè)光纖。與US探頭106 (或0CT設(shè)備)一樣，光纖通過布線127連接至工作站112。布線127根據(jù)需要可以包括光纖光學(xué)器件、電連接、其它儀器等。
[0023]具有光纖光學(xué)器件的形狀感測(cè)系統(tǒng)104可以是基于光纖光學(xué)布拉格光柵傳感器的。光纖光學(xué)布拉格光柵(FBG)是反射特定波長(zhǎng)的光并透射所有其他光的短片段光纖。這是通過在纖芯中增加折射率的周期變化來實(shí)現(xiàn)的，折射率的周期變化生成波長(zhǎng)特異的介質(zhì)鏡。因此光纖布拉格光柵能夠用作阻礙某些波長(zhǎng)的線內(nèi)濾光器，或用作波長(zhǎng)特異反射器。
[0024]光纖布拉格光柵操作背后的基本原理是折射率發(fā)生改變的每個(gè)界面處的菲涅耳反射。對(duì)于一些波長(zhǎng)，各種周期的反射光同相，使得對(duì)于反射存在相長(zhǎng)干涉，并且因此對(duì)于透射存在相消干涉。布拉格波長(zhǎng)對(duì)于應(yīng)變以及溫度敏感。這意味著布拉格光柵能夠用作光纖光學(xué)傳感器中的感測(cè)元件。在FBG傳感器中，被測(cè)對(duì)象(例如，應(yīng)變)引起布拉格波長(zhǎng)的改變。
[0025]該技術(shù)的一個(gè)優(yōu)點(diǎn)是能夠在光纖的長(zhǎng)度上分布各種傳感器元件。并入具有沿嵌入到結(jié)構(gòu)中的光纖的長(zhǎng)度的各種傳感器(量規(guī))的三個(gè)或更多芯準(zhǔn)許精確地確定這種結(jié)構(gòu)的三維形式，通常具有優(yōu)于1mm的準(zhǔn)確性。能夠沿光纖的長(zhǎng)度在各個(gè)位置定位大量FBG傳感器(例如，3或更多光纖感測(cè)芯)。根據(jù)每個(gè)FBG的應(yīng)變測(cè)量，能夠推斷該位置處的結(jié)構(gòu)的曲率。根據(jù)該大量的測(cè)得位置，確定了整個(gè)三維形式。
[0026]作為對(duì)光纖布拉格光柵的備選，能夠利用常規(guī)光纖中的固有背散射。一個(gè)這種方法是使用標(biāo)準(zhǔn)單模通信光纖中的瑞利散射。作為纖芯中折射率的隨機(jī)波動(dòng)的結(jié)果，發(fā)生瑞利散射。這些隨機(jī)波動(dòng)能夠被建模為沿光柵長(zhǎng)度具有幅度和相位的隨機(jī)變化的布拉格光柵。通過使用在單長(zhǎng)度的多芯光纖內(nèi)延伸的三個(gè)或更多芯中的該效應(yīng)，能夠觀察感興趣的表面的3D形狀和動(dòng)態(tài)。應(yīng)當(dāng)理解，也可以采用不限于這些描述的其他形狀感測(cè)技術(shù)。
[0027]在另一實(shí)施例中，代替于采用光學(xué)形狀感測(cè)，形狀感測(cè)系統(tǒng)104可以包括EM傳感器陣列(未示出)，所述EM傳感器陣列能夠使用場(chǎng)生成器125和跟蹤軟件(例如，模塊115)來提供形狀感測(cè)能力。盡管僅需要單個(gè)形狀感測(cè)方式，但是圖1出于說明性目的示出了用于光學(xué)和EM跟蹤形狀感測(cè)兩者的結(jié)構(gòu)。
[0028]在一個(gè)實(shí)施例中，工作站112包括圖像生成模塊148，所述圖像生成模塊被配置為接收來自形狀感測(cè)系統(tǒng)104的反饋，并且顯示感測(cè)系統(tǒng)104已在體積160內(nèi)之處的快照或累積位置數(shù)據(jù)。例如，對(duì)于每個(gè)US測(cè)量結(jié)果mx，時(shí)間戳記tx與例如由US探頭106確定的圖像和位置pjS關(guān)聯(lián)。mx(px，tx)與形狀感測(cè)系統(tǒng)104數(shù)據(jù)同步并且配準(zhǔn)，以提供設(shè)備102的三維形狀。血管的三維形狀可以由于心跳、呼吸、患者運(yùn)動(dòng)等瞬時(shí)改變。根據(jù)本原理，形狀數(shù)據(jù)能夠用于校正或考慮血管160中的形狀/尺寸改變，使得能夠確定更準(zhǔn)確的3D模型。在一個(gè)實(shí)施例中，形狀數(shù)據(jù)被用于比較由US收集的兩個(gè)或多個(gè)時(shí)間戳記的圖像之間的改變，如圖2所示。通過測(cè)量IVUS設(shè)備102 (例如，導(dǎo)管)的形狀，IVUS探頭106的形狀以及從IVUS探頭106獲得的血管腔和壁的測(cè)量結(jié)果能夠用于重建更完整的血管幾何結(jié)構(gòu)。一旦該信息可用，其就能夠作為針對(duì)隨后的血流儲(chǔ)備分?jǐn)?shù)(FFR)模擬或FFR模擬模塊150中的其它計(jì)算或研究的開始點(diǎn)。
[0029]在常規(guī)壓力線的插入導(dǎo)致血流的局部扭曲時(shí)，本實(shí)施例能夠被用于基于所采集的準(zhǔn)確3D血管模型幾何結(jié)構(gòu)信息來模擬流量。IVUS準(zhǔn)許對(duì)連續(xù)測(cè)量結(jié)果的收集，然而，只基于IVUS對(duì)整個(gè)血管幾何結(jié)構(gòu)的重建是困難的，尤其是當(dāng)心臟跳動(dòng)和呼吸運(yùn)動(dòng)引起從其中獲得測(cè)量結(jié)果的位置的不確定性時(shí)。然而，根據(jù)本原理，該問題能夠通過也測(cè)量IVUS導(dǎo)管的形狀來克服。知曉了 IVUS探頭的形狀以及從IVUS獲得的血管腔和壁的測(cè)量結(jié)果兩者，血管幾何結(jié)構(gòu)能夠被重建并存儲(chǔ)在模型144中。這也適用于OCT。
[0030]本實(shí)施例能夠基于所采集的幾何結(jié)構(gòu)信息來模擬血流，以防止不得不使血流扭曲。利用本實(shí)施例，能夠在介入期間以有效的方式采集必要的形狀信息，以創(chuàng)建從IVUS和形狀測(cè)量結(jié)果得到的形狀模型。與CT掃描相比，這種方法具有更高的準(zhǔn)確性。此外，血管壁性質(zhì)可以從IVUS數(shù)據(jù)來確定，并且因此血管模型的參數(shù)，例如局部彈性，可以被修改并集成到計(jì)算流體動(dòng)力學(xué)模擬中。相比于通常從CT數(shù)據(jù)集得出的3D數(shù)據(jù)集，組合的IVUS-0SS(光學(xué)形狀感測(cè))導(dǎo)管遞送血管段的完全四維模型144。
[0031]根據(jù)由于呼吸和心臟運(yùn)動(dòng)的周期性形狀變化，從形狀信號(hào)中提取血管形狀的時(shí)間相關(guān)性。呼吸和心臟運(yùn)動(dòng)兩者具有不同的周期長(zhǎng)度，并且應(yīng)當(dāng)是容易可檢測(cè)的，并且速度測(cè)量結(jié)果也能夠給出心臟或呼吸間隔何時(shí)開始的指示。因此，形狀的心臟周期相關(guān)模型能夠被導(dǎo)出并用于FFR的心臟(或呼吸)相位相關(guān)模擬。
[0032]在使用光學(xué)形狀感測(cè)的一個(gè)實(shí)施例中，為了生成非常準(zhǔn)確的模型(144)，具有在它們的端部點(diǎn)處的已知空間關(guān)系的至少兩個(gè)0SS光纖可以被包括到IVUS-0SS導(dǎo)管中，以解決針對(duì)所測(cè)量的IVUS數(shù)據(jù)的旋轉(zhuǎn)配準(zhǔn)問題。對(duì)通過其拉動(dòng)導(dǎo)管的