專利名稱：微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明涉及一種虛擬手術(shù)的模擬方法，尤其是涉及一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法。
背景技術(shù)：
隨著科學(xué)技術(shù)的高速發(fā)展，虛擬手術(shù)的應(yīng)用為醫(yī)療的現(xiàn)代化提供了越來越多的幫助。虛擬的微創(chuàng)血管介入手術(shù)系統(tǒng)能夠幫助實習(xí)醫(yī)生快速提高手術(shù)技能，讓更多的心腦血管疾病患者能夠進(jìn)行微創(chuàng)介入治療。導(dǎo)絲的實時運動仿真作為微創(chuàng)血管介入手術(shù)系統(tǒng)中不可缺少的一部分，成為許多學(xué)者研究的課題。在導(dǎo)絲實時運動仿真的研究過程中，早期的一部分學(xué)者采用幾何模型對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，這種方法完全忽略了導(dǎo)絲的物理性質(zhì)，然而如果完全忽略了導(dǎo)絲的物理性質(zhì)，與其他模型之間的交互將難以處理。也有一部分學(xué)者采用質(zhì)點彈簧這樣簡單的物理模型來對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，這種方法雖然計算效率很高，但是由于模 型過于簡單，根本無法真實地模擬導(dǎo)絲在血管中的運動。本文實現(xiàn)的微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真對導(dǎo)絲的模擬有很高的要求，不僅要求導(dǎo)絲要有高的真實性，還對導(dǎo)絲與血管之間交互的模擬要有可靠的物理模型，并且由于要應(yīng)用于虛擬手術(shù)，這就要求模型系統(tǒng)達(dá)到高的更新速度，并且能達(dá)到實時。但是微創(chuàng)血管介入手術(shù)中的導(dǎo)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(chuàng)血管介入手術(shù)中的導(dǎo)絲的實時運動仿真包括了血管模擬、導(dǎo)絲模擬、碰撞檢測及響應(yīng)、導(dǎo)絲的不可伸縮和力反饋渲染。對于血管的模擬，由于血管在仿真的過程中幾乎不產(chǎn)生形變，只需要采用三角形表面網(wǎng)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(wǎng)格這樣復(fù)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(dǎo)絲的模擬，是微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真中的重點部分，算法設(shè)計的好壞關(guān)系到整個仿真系統(tǒng)的真實性、準(zhǔn)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被常用于導(dǎo)絲的模擬，由于其效率高能達(dá)到實時。然而彈簧模型過于簡單，忽略了導(dǎo)絲很多重要的物理性質(zhì)而導(dǎo)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(dǎo)絲在血管中的形態(tài)，無法知道導(dǎo)絲的受力情況。因此無法為后面的力反饋設(shè)備提供真實的力反饋。有限元模型能夠提供很強(qiáng)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(jìn)行實時交互的要求。為了同時達(dá)到真實性和實時性的目標(biāo)，本文采用了基爾霍夫彈性桿對導(dǎo)絲進(jìn)行物理建模。主流的碰撞檢測方法之一是，采用層次結(jié)構(gòu)(hierarchy)為基礎(chǔ)核心，例如Octree, k_d樹，BSP樹等,利用包圍體的hierarchy結(jié)構(gòu)也被廣泛地應(yīng)用于各種碰撞檢測算法(同時這種方法也被應(yīng)用于其他領(lǐng)域，如光線追蹤)，包圍體的選擇，學(xué)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，包括采用space-time bounds以及采用四維幾何體來包圍物體,近些年,學(xué)者們也提出基于Voronoi圖的碰撞檢測方法。
導(dǎo)絲與血管之間的碰撞響應(yīng)，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(wěn)定性差，然而約束法需要進(jìn)行多次迭代才能確保導(dǎo)絲不刺穿血管壁，計算成本很高。結(jié)合懲罰法與約束法的優(yōu)點，本文采用一種非迭代的約束方法來計算導(dǎo)絲與血管之間的接觸力并進(jìn)行碰撞響應(yīng)。

發(fā)明內(nèi)容
本發(fā)明的目的就是為了克服上述現(xiàn)有技術(shù)存在的缺陷而提供一種穩(wěn)定可靠、實現(xiàn)方便、真實高效的微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法。本發(fā)明的目的可以通過以下技術(shù)方案來實現(xiàn)一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，該方法包括以下步驟I)由于血管在仿真的過程中不產(chǎn)生形變，采用三角形表面網(wǎng)格對血管進(jìn)行建模； 2)采用基爾霍夫彈性桿模型，對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，并利用拉格朗日方程計算導(dǎo)絲在仿真過程產(chǎn)生的形變力；3)進(jìn)行導(dǎo)絲的渲染，相鄰的兩導(dǎo)絲質(zhì)點之間繪制一個圓柱體，同時在相鄰的兩圓柱體之間繪制一個圓球進(jìn)行連接；4)采用K-DOPS樹進(jìn)行導(dǎo)絲與血管之間碰撞檢測；5)采用非迭代的約束方法計算導(dǎo)絲與血管之間的接觸力并進(jìn)行碰撞響應(yīng)；6)使用Verlet積分公式來迭代更新導(dǎo)絲的位置與速度；7)利用拉格朗日乘數(shù)和快速投影方法來實現(xiàn)導(dǎo)絲的不可伸縮特性；8)使用力反饋設(shè)備Phantom Omni來渲染導(dǎo)絲給用戶的作用力。所述的采用基爾霍夫彈性桿模型，對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，并利用拉格朗日方程計算導(dǎo)絲在仿真過程產(chǎn)生的形變力的具體實現(xiàn)過程為21)將導(dǎo)絲描述成一條被坐標(biāo)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(gòu)成一個局部移動坐標(biāo)系{t(s), IH1(S), m2 (s)},其中s表示曲線的弧長；22)利用連續(xù)的基爾霍夫彈性桿模型計算被坐標(biāo)化的導(dǎo)絲的連續(xù)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桿模型對連續(xù)的彈性能量進(jìn)行離散化處理，推導(dǎo)出導(dǎo)絲的離散彈性能量的公式；24)利用拉格朗日方程對導(dǎo)絲的離散彈性能量進(jìn)行導(dǎo)絲位置的求導(dǎo)，計算出導(dǎo)絲的形變力。所述的連續(xù)彈性能量E(r) =E_(r)+EM(r)的具體公式為
權(quán)利要求
1.一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，該方法包括以下步驟； 1)由于血管在仿真的過程中不產(chǎn)生形變，采用三角形表面網(wǎng)格對血管進(jìn)行建模； 2)采用基爾霍夫彈性桿模型，對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，并利用拉格朗日方程計算導(dǎo)絲在仿真過程產(chǎn)生的形變力； 3)進(jìn)行導(dǎo)絲的渲染，相鄰的兩導(dǎo)絲質(zhì)點之間繪制一個圓柱體，同時在相鄰的兩圓柱體之間繪制一個圓球進(jìn)行連接； 4)采用K-DOPS樹進(jìn)行導(dǎo)絲與血管之間碰撞檢測； 5)采用非迭代的約束方法計算導(dǎo)絲與血管之間的接觸力并進(jìn)行碰撞響應(yīng)； 6)使用Verlet積分公式來迭代更新導(dǎo)絲的位置與速度； 7)利用拉格朗日乘數(shù)和快速投影方法來實現(xiàn)導(dǎo)絲的不可伸縮特性； 8)使用力反饋設(shè)備PhantomOmni來渲染導(dǎo)絲給用戶的作用力。
2.根據(jù)權(quán)利要求I所述的一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，所述的采用基爾霍夫彈性桿模型，對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，并利用拉格朗日方程計算導(dǎo)絲在仿真過程產(chǎn)生的形變力的具體實現(xiàn)過程為 21)將導(dǎo)絲描述成一條被坐標(biāo)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(gòu)成一個局部移動坐標(biāo)系{t(s),Iii1(S)，m2 (s)},其中s表示曲線的弧長； 22)利用連續(xù)的基爾霍夫彈性桿模型計算被坐標(biāo)化的導(dǎo)絲的連續(xù)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桿模型對連續(xù)的彈性能量進(jìn)行離散化處理，推導(dǎo)出導(dǎo)絲的離散彈性能量的公式； 24)利用拉格朗日方程對導(dǎo)絲的離散彈性能量進(jìn)行導(dǎo)絲位置的求導(dǎo)，計算出導(dǎo)絲的形變力。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，所述的連續(xù)彈性能量Ε(Γ) =Ε^β(Γ)+Ε (Γ)的具體公式為
4.根據(jù)權(quán)利要求3所述的一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，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(jù)權(quán)利要求3所述的一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，所述的采用非迭代的約束方法的具體實現(xiàn)過程為 首先計算導(dǎo)絲在血管中的穿刺向量d ； 然后根據(jù)穿刺向量計算接觸力F = ^
6.根據(jù)權(quán)利要求I所述的一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，所述的快速投影方法的具體實現(xiàn)過程為 71)構(gòu)造導(dǎo)絲的長度約束函數(shù)C(p1;P2) = Ip1, p2|-d,其中P1, P2為相鄰兩導(dǎo)絲質(zhì)點的位置坐標(biāo)，d為該相鄰兩質(zhì)點的原始長度； 72)如果長度約束函數(shù)的值超過了最低閾值，則對質(zhì)點Pl，P2進(jìn)行位置修正并且循環(huán)執(zhí)行該過程直至長度約束函數(shù)的值小于最低閾值，其中修正公式為
7.根據(jù)權(quán)利要求I所述的一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，其特征在于，所述的力反饋渲染的具體實現(xiàn)方法為 導(dǎo)絲的仿真頻率為50Hz，而力反饋設(shè)備的更新頻率要達(dá)到1000Hz才能提供平滑的力觸覺，為了實現(xiàn)兩者的同步，采用線性插值的方法來計算力反饋設(shè)備的力輸入?yún)?shù)。
全文摘要
本發(fā)明涉及一種微創(chuàng)血管介入手術(shù)中導(dǎo)絲的實時運動仿真方法，包括以下步驟1)采用三角形表面網(wǎng)格對血管進(jìn)行建模；2)采用基爾霍夫彈性桿模型，對導(dǎo)絲進(jìn)行建模，并利用拉格朗日方程計算導(dǎo)絲在仿真過程產(chǎn)生的形變力；3)進(jìn)行導(dǎo)絲的渲染；4)采用K-DOPS樹進(jìn)行導(dǎo)絲與血管之間碰撞檢測；5)采用非迭代的約束方法計算導(dǎo)絲與血管之間的接觸力并進(jìn)行碰撞響應(yīng)；6)使用Verlet積分公式來迭代更新導(dǎo)絲的位置與速度；7)利用拉格朗日乘數(shù)和快速投影方法來實現(xiàn)導(dǎo)絲的不可伸縮特性；8)使用力反饋設(shè)備Phantom Omni來渲染導(dǎo)絲給用戶的作用力。與現(xiàn)有技術(shù)相比，本發(fā)明具有穩(wěn)定可靠、實現(xiàn)方便、真實高效、工程應(yīng)用性強(qiáng)等優(yōu)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(yōu)先權(quán)日2012年10月25日
發(fā)明者顧力栩, 羅買生 申請人:上海交通大學(xué)