CN103370001B - 基于体内捕捉的图像流自动导航胶囊的系统和方法 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种用于在体腔中自动导航体内成像胶囊的系统和方法。该系统包括成像胶囊，该成像胶囊包括成像器；用于产生在体内作用于成像胶囊的力的数据的可选的压力传感器；以及将来自胶囊的图像、定位和压力数据传输到外部单元的发射器。用于提供体内胶囊的当前位置数据的定位系统可以被包括在胶囊中和/或在它的外部。外部磁体可以生成磁场以通过导致成像胶囊在邻近其当前位置的区域内的预定运动模式扫描体腔，并且根据计算出的目标方向向量生成驱动力以推进成像胶囊。处理器可以基于在一个或多个图像中可识别的独特图案计算用于推进成像胶囊的目标方向向量。

Description

基于体内捕捉的图像流自动导航胶囊的系统和方法

技术领域

本发明涉及用于在允许六个自由度的三维空间中自动和半自动导航体内成像胶囊的系统和方法。更具体地，本发明涉及基于体内捕捉的数据在六个自由度上自动和半自动导航体内成像胶囊的系统和方法。

背景技术

由可摄入胶囊携带的体内成像系统可以用于成像患者的体内的内腔，如，例如胃肠（GI）道。成像系统在穿过身体的同时捕捉通道或腔的图像并且将图像传输到外部设备，如记录设备。当按顺序组合时，该图像可以形成通道的动态图像流。

作为一旦摄入就不具有主动操纵能力的被动系统，胶囊通过自然蠕动被运载贯穿整个GI系统，同时在胃肠道内的取向是随机的和不可控的。胶囊既不可以向前前进以跳过不感兴趣的区域，也不可以延迟或重定向以提供被观察病理的更深入视图（例如更近检查）。后一种功能是特别重要的，原因是胃肠道的粘膜表面不平滑并且常常需要从各角度照明和可视化感兴趣的图像。

在Shachar等人的美国专利申请第12/96350号中并且在Khait等人的美国临时专利申请第61/420937号中公开了磁可操纵胶囊内窥镜系统。

发明内容

本发明的实施例可以提供一种用于自动导航通过体腔的解剖部段的系统和方法。该方法例如可以包括接收来自成像胶囊的体腔的体内图像，并且接收成像胶囊的当前位置数据。在一些情况下，例如，如果图像是清楚的并且提供内腔开口或组织褶皱的方向的可检测视图，则可以基于被接收图像计算目标方向向量。如果由于模糊、不清楚图像或显示组织壁而不是组织内腔开口的近视图的图像而不可以计算目标方向向量，则例如可以通过在邻近其当前位置的区域内引起成像胶囊的预定运动模式生成体腔的局部扫描。例如可以使用位于包围胶囊的外壳上的压力传感器感测在局部扫描期间作用于成像胶囊的压力。例如可以通过确定引起在局部扫描期间感测到的胶囊上的微小压力的方向确定用于导航成像胶囊的目标方向向量。例如可以通过使用产生外部磁场的外部磁体生成在预定方向向量上导航成像胶囊的驱动力。

在一些实施例中，局部扫描可以包括生成可以启动体腔中的成像胶囊的锥形运动模式的锥形磁驱动力。例如，可以通过生成向前驱动磁场和至少两个正交谐波磁场生成锥形磁驱动力。在一些实施例中，感测作用于成像胶囊的压力可以包括计算由于在局部扫描运动中生成的力导致的胶囊的预期空间定位和由胶囊定位单元确定的胶囊的实际空间定位之间的差异。

例如可以从基准元件接收三维操作空间中的成像胶囊的相对位置信息，所述基准元件可以定位在患者的身体上和/或患者在成像程序期间躺在上面的手术台或床上。例如可以基于从位置/定位单元接收的胶囊定位信息和/或基于从基准元件接收的相对位置信息计算成像胶囊的旋转和平移。

在一些实施例中，当不可以使用一个或多个方法计算目标方向向量时，外部磁场可以关闭或降低以便允许胶囊自然地恢复正确方向和取向以便继续通过体腔。

在一些实施例中，如果在由成像胶囊捕捉的图像中检测到气泡、微粒、胆汁和/或混浊介质，则可以针对该图像计算图像的遮挡水平。具有超过预定阈值的遮挡水平的图像可以从目标方向向量的计算中忽略、去除或排除。

根据本发明的实施例，一种用于在体腔内自动操纵体内成像胶囊的系统例如可以包括具有成像器、压力传感器和发射器的成像胶囊。压力传感器可以产生表示作用于体内成像胶囊的力的压力数据。系统还可以包括接收器以接收可以在成像胶囊中产生的体内图像数据、压力数据和其它数据。胶囊定位单元可以指示在成像系统的三维空间内的成像胶囊的当前位置，并且产生相应的（当前）位置数据。外部磁体可以用于生成驱动力以根据计算出的目标方向向量导航成像胶囊。外部磁体也可以例如用于通过在邻近其当前位置的区域内导致成像胶囊的预定运动模式而由成像胶囊局部地扫描体腔。系统可以包括处理器以基于图像处理和/或基于可能已在局部扫描期间感测到的、在成像胶囊上产生微小压力的方向，来计算用于导航成像胶囊的目标方向向量。

根据一些实施例，胶囊定位系统可以包括在成像胶囊中的内部线圈、重力传感器或加速度计。系统可以包括基准元件，所述基准元件可以放置于或附连到患者或系统中的固定部件或参考点，如地板上的手术台（例如床）等。

根据一些实施例，提供一种用于在患者的体腔中自动导航体内成像胶囊的方法。该方法可以包括基本上实时地接收由成像胶囊捕捉的体腔的体内图像，采集图像胶囊的当前位置坐标，并且检测被接收图像中的前导图案（leading pattern）。在一些实施例中，如果检测到前导图案，则计算或估计前导图案的中心，该中心或是在图像内或是在图像边界之外。可以基于前导图案的中心确定用于推进成像胶囊的目标方向向量。

在一些实施例中，如果未检测到前导图案，则可以启动成像胶囊的局部扫描运动。前导图案可以包括内腔孔或褶皱图案。

在一些实施例中，提供一种用于在体腔中自动导航体内成像胶囊的系统，该系统可以包括具有成像器和发射器的成像胶囊，接收来自成像胶囊的体内图像数据的接收器，以及指示成像胶囊的当前位置数据的胶囊定位单元。系统也可以包括处理器，所述处理器适合于尝试检测被接收图像中的前导图案、寻找前导图案的中心并且基于前导图案的中心确定用于推进成像胶囊的目标方向向量。如果未检测到前导图案，则可以使用用于操纵胶囊的磁场启动成像胶囊的局部扫描运动。

附图说明

参考附图和以下描述可以更好地理解根据本发明的系统和方法的原理和操作，应当理解这些附图仅仅为了举例说明而给出并且不意在限制，其中：

图1是根据示例性实施例的体内成像系统的示意图；

图2示出根据示例性实施例的在胶囊内窥镜的导航期间供医生使用的显示器；

图3A显示根据示例性实施例的胃的一般模型；

图3B显示根据示例性实施例的在体腔内拍摄的八个样本图像（标示为A、B、…、H）；

图4是根据本发明的实施例的基于图像自动导航体内成像胶囊的方法的流程图；

图5A和5B示意性地表示根据示例性实施例的收缩和未收缩的小肠的两个图像；

图6A-6E示意性地表示根据示例性实施例的显示褶皱方向的小肠的图像；

图7示出根据示例性实施例的作用于胶囊的外部磁操纵力；

图8A示出根据示例性实施例的在肠中产生组织拖曳的胶囊；

图8B示出根据示例性实施例的通过叠加锥形运动向前推进的胶囊；以及

图9示出根据示例性实施例的身体平面的坐标系。

将领会为了图示的简单和清楚，图中所示的元件不必按照比例绘制。例如，为了清楚起见一些元件的尺寸和/或纵横比可以相对于其它元件放大。此外，在被认为合适的地方，附图标记可以在图之间重复以在系列视图中始终指示相应的或类似的元件。

具体实施方式

在以下描述中，将描述本发明的各方面。为了解释，阐述具体配置和细节以便提供对本发明的彻底理解。然而，本领域的技术人员也将显而易见本发明可以在没有本文中提供的具体细节的情况下实施。此外，公知特征可以省略或简化以便不使本发明晦涩。

除非另外具体说明，从以下论述显而易见，可以领会在说明书各处使用诸如“处理”、“计算”、“存储”、“确定”等术语的论述表示计算机或计算设备或类似的电子计算设备的动作和/或过程，其将计算系统的寄存器和/或存储器内的表示为物理（例如电子）量的数据操作/转变成计算系统的存储器、寄存器或其它这样的信息存储、传输或显示设备内的类似表示为物理量的其它数据。

本发明的实施例可以包括用于执行本文中的操作的装置。这样的装置可以专门构造成用于期望目的，或者可以包括由存储在计算机中的计算机程序选择性地启动或重新配置的控制器、计算机或处理器。这样的计算机程序可以存储在计算机可读存储介质中，诸如但不限于任何类型的盘片，包括软盘、光盘、CD-ROM、磁光盘、只读存储器（ROM）、随机存取存储器（RAM）、电可编程只读存储器（EPROM）、电可擦写和可编程只读存储器（EEPROM）、磁卡或光卡，或适合于存储电子指令并且能够联接到计算机系统总线的任何其它类型的介质。将领会各种编程语言可以用于实现本发明的教导，如本文中所述。

本发明的实施例可以包括物品，例如非暂时性计算机或处理器可读介质，或非暂时性计算机或处理器存储介质，如，例如存储器、磁盘驱动器或USB闪存，其编码、包括或存储指令，例如计算机可执行指令，当由处理器或控制器执行时，所述指令执行本文中所公开的方法。

本发明的一些实施例涉及一种典型的可吞咽的体内设备/胶囊，如自主可吞咽胶囊。在其它实施例中，体内设备不需要是可吞咽的或自主的，并且可以具有其它形状或配置。

参考图1，该图示意性地示出根据本发明的实施例的体内磁引导胶囊内窥镜系统100。根据一些实施例系统100可以包括：胶囊40，该胶囊具有磁性元件48或响应磁场的元件，例如一个永磁体或一组永磁体或永磁体与金属盘或鞘的组合；功率接收单元49；以及例如可以包括线圈、霍尔效应探头、陀螺仪、加速度计等的胶囊定位/安置单元43。功率接收单元49例如可以通过电磁地‘拾取’能量无线地接收功率。胶囊40可以由外部磁场发生器、例如线圈60围绕。系统100可以包括患者诊断室50，该患者诊断室可以包括围绕标准患者床台或滑架54上的患者的躯干布置的电磁体（线圈62）的阵列。滑架54可以安装在位于诊断室50上或紧挨诊断室的轨道上并且可以滑动进出诊断室50。在一些实施例中，滑架54可以固定，并且可以能够使诊断室50沿着它们滑动。诊断室50也可以包括天线或天线阵列（天线52）以便于使用诸如射频（“RF”）通信、基于声波和/或超声的通信的无线通信进行胶囊40和数据接收器12之间的通信。天线或天线阵列52可以放置在围绕室50的各位置或者可以嵌入滑架54内或在滑架之下。

胶囊40可以是可吞咽体内胶囊，但是可以使用其它类型的设备或合适的实现方式。在示例性实施例中，胶囊40可以与外部接收和显示系统通信以提供数据的显示、控制能力或其它功能。例如可以由内部电池和/或由能够拾取功率的任何设备或电路、例如响应磁场或RF传输的线圈或任何其它无线接收系统为胶囊40提供功率。其它实施例可以具有其它配置和能力。

胶囊40可以包括用于捕捉图像的成像器46，用于照明体腔的照明源42，以及控制胶囊功能、例如将图像数据和附加数据传输到数据接收器12的电子电路和发射器41。电子电路和发射器41例如可以包括输入-输出（“I/O”）接口/设备，一个或多个控制器和接收器。接收器例如可以用于接收控制信息（例如改变操作模式、改变参数的值等）、各种消息。例如包括透镜或反射镜的光学系统可以用于将反射光聚焦到成像器46上。

优选地包括处理器16的数据接收器12可以接收来自胶囊40的数据。处理器16例如可以是DSP或任何其它实时处理器或控制器。在一些实施例中，数据接收器12可以包括用于存储被接收数据的存储单元，而在其它实施例中数据可以不存储在接收器中，并且可以传输或传送到另一个存储单元或者可以根本不存储。数据接收器12的处理器16可以计算胶囊40的定位参数，并且可以负责其它通信任务，例如将数据发送到诊断室50的调节器和医生显示站。

根据本发明的一个实施例，系统100可以包括控制单元，该控制单元在本文中被称为医疗显示和控制台（MDCC）（MDCC显示在20处），用于接收来自数据接收器12的图像流和定位数据、处理图像流和定位数据并且向医生显示图像流（或单独的图像）和定位数据（和可选的附加信息）。输入设备24可以操作地连接到MDCC20，并且可以用于接收来自用户的胶囊40的目的地数据的输入（例如输入设备24可以是或包括操纵杆、定点设备或鼠标、键盘、触摸屏、触控笔、光笔、跟踪球或任何其它输入设备）。输入数据或其经修改或经处理的版本可以发送到诊断室50的调节器以便使它便于操纵命令的生成。MDCC20可以包括数据处理器14，例如用于存储由数据处理器14处理的数据的存储单元19，以及可以作为个人计算机或工作站的一部分被包括的一个或多个监视器，例如图像监视器18，所述个人计算机或工作站包括标准部件，例如处理器、存储器、磁盘驱动器和输入-输出设备，但是替代的计算机配置是可能的，并且本发明的系统和方法可以在各种合适的计算系统上实现。

数据处理器14可以包括任何标准数据处理器，例如微处理器、多重处理器、加速板或任何其它串行或并行高性能数据处理器。图像监视器18可以是计算机屏幕、多个屏幕、常规视频显示器或能够提供视频流、图像和/或其它数据的任何其它设备。

优选地，成像器46是合适的互补金属氧化物半导体（CMOS）照相机，例如由以色列的Given Imaging有限公司指定并且由Micron Technology有限公司设计的“片上相机”型CMOS成像器。在备选实施例中，成像器46可以是另一种器件，例如电荷耦合器件（CCD）。照明源42例如可以包括一个或多个发光二极管或另一种合适的光源。

在操作中（在成像过程期间），成像器46可以捕捉图像并且将表示图像的数据（例如图像数据）发送到发射器41。同时，定位单元43可以检测表示定位的信号，并且可以将相应的定位数据输出到发射器41。发射器41例如使用电磁无线电波将图像数据和定位数据或表示定位数据的定位信号传输到数据接收器12。数据接收器12可以将图像数据和可选的其它类型的数据传送到数据处理器14，该数据处理器可以将被传送数据存储在存储单元19中。并行地，数据接收器12也可以将数据传送到诊断室50的调节器以允许胶囊40的运动控制。所收集和存储的数据（例如图像数据和定位数据）可以无限期地存储、传送到其它位置或进行操作或分析。医护人员可以使用图像诊断例如GI道的病理状况，并且另外，系统可以提供关于这些病理的位置的信息。数据可以进行分析并且用作操纵控制和分析单元28的输入。

根据一个实施例，随着胶囊穿过胃肠道，从胶囊40传输的静态图像可以连续地组合以形成动态图像流并且传输、发送或以另外方式传到图像监视器18，该图像监视器可以连接到数据处理器14或远程地位于中心浏览站中，在此医护人员可以作为即时或实时电影观察图像。

根据本发明的实施例，胶囊40可以以圆柱形方式成形；在其它实施例中它可以具有蛋形、球形或不具有锐缘的任何其它圆整类型的形状。

数据处理器14可以分析和编辑数据，存储单元19可以存储原始数据和/或经处理的数据，并且可以在以后的时间将经分析和经编辑的数据提供给例如医护人员。

胶囊40可以以例如二至四十张图像每秒的速率记录图像，可以使用其它速率。胶囊40可以具有自动地或由来自用户的指令变化的固定或可变帧捕捉速率和/或传输速率、固定或可变视野和固定或可变图像放大率。当成像器46具有可变或自适应帧速率（AFR）能力时，成像器46可以例如基于参数，如胶囊40的速度、估计位置、连续图像之间的相似性或其它标准，在帧速率之间来回切换。图像记录速率、帧捕捉速率、所捕捉的图像的总数量、针对被编辑动态图像选择的图像的总数量和被编辑动态图像的观察时间均可以是固定的或变化的。

优选地，由胶囊40记录和传输的图像数据是数字彩色图像数据，但是在备选实施例中可以使用其它图像格式。在示例性实施例中，图像数据的每个帧包括256行，每行256个像素，并且每个像素可以具有与其关联的二进制字节以用于根据已知方法量化像素的颜色和亮度。可以使用像素的其它数量，例如可以在图像帧中捕捉320×320像素，或者可以使用高清晰度视频分辨率，例如1,280×720像素。例如，在每个像素中，颜色可以由四个子像素的马赛克表示，每个子像素对应于原色，例如红、绿或蓝（其中一个原色表示两次）。在备选实施例中，可以使用其它格式，例如具有多个滤色器的高光谱。总像素的亮度可以由一个字节（即，0-255）亮度值记录。根据一个实施例，图像可以顺序地存储在数据处理器存储单元19中。被存储数据可以包括一个或多个像素性质，包括颜色和亮度。

尽管优选地由特定单元执行信息收集、存储和处理，但是本发明的系统和方法可以用替代的配置实施。例如，收集图像信息的部件不需要包含在胶囊中，而是可以包含在适合于穿过人体中的内腔的任何其它载体中，例如内窥镜、支架、导管、针头等。

根据本发明的实施例，存在操纵调节器（例如操纵控制和分析单元28）。操纵调节器28可以是可编程逻辑控制器（PLC）或在本领域中已知的任何其它合适的商用调节器。操纵控制和分析单元28可以是模块化PLC控制器，其可以包括分立的输入和输出模块，用于监测冷却系统的模块，用于线圈温度监测的热电偶模块，用于功率监测的专用模块等。

作为操纵控制和分析单元的例子，操纵调节器28可以接收输入数据，例如由定位单元43检测到的定位信息和来自控制台30的命令，并且基于输入数据并使用专用算法生成/输出用于线圈60的电流命令以用于产生用于驱动胃肠道内的胶囊40的磁场。

线圈60可以例如根据由操纵调节器28输出/生成的电流命令引起受控和受调节的磁场。由线圈60生成的磁场可以与磁性元件48相互作用以产生受控的用于移动、旋转和定向胶囊40的平移力和扭力。

而且，如本文中所述的布置不仅提供施加到诸如胶囊的容器的内部磁性和传导元件的力和旋转扭矩以在体腔中移动、倾斜和旋转，而且例如遵循操作者的或自动计算机生成的方向和取向命令。根据一些实施例，外部磁场需要克服例如在10克或100克的范围内的力。

根据一些实施例，压力传感器可以安装在引导的成像胶囊内窥镜、例如胶囊40中以便提供关于胶囊施加到体腔的壁上的压力的信息。在备选或补充实施例中，当由定位系统检测到运动的阻力时（如果胶囊在组织中被驱动），由胶囊施加到体腔的壁的组织的压力的测量值可以从胶囊的运动推导出来。例如如果预期一定大小的力移动胶囊2厘米（cm）远，但是胶囊实际上仅仅移动1cm，则它可能指示未预计的阻力并且因此可以解释为胶囊移动到内腔壁中或该运动具有朝着内腔壁定向的向量分量。

在一个实施例中，一个或多个压力传感器44可以定位在胶囊40的外壳上，例如产生类似于靠近胶囊圆顶的环的结构。压力传感器44可以位于胶囊40的前面上，或在胶囊的另一个部分上以便检测在医疗检查期间作用于胶囊40的高压力的发生，和/或检测蠕动波并且将输入提供给操纵调节器28以增加来减小这样的压力的反作用力。这样的压力传感器例如可以类似于通用电器的P161传感器，该传感器是微型硅压阻式压力传感器芯片(die)。

根据优选实施例，基准元件61附连到待检查的被检者，被检者躺在滑架54上并且他/她相对于床的位置坐标的集合被测量并且用于校准诊断室50。这样的设置/准备程序可能花费短时间，例如小于一分钟。胶囊可以插入患者中或由患者吞咽。然后启动操纵磁场并且可以开始胶囊导航。预期患者经历医疗成像程序持续在针对快速筛查程序（例如上GI检查）的几分钟到针对更长的胃肠道检查的两个小时的范围内的时间段。典型地，系统可以在白天期间连续地工作。重叠是可能的，例如在工作站层面，例如在当前检查或成像会话(session)期间，可以处理（例如在工作站上或在另一个联网站上浏览、进一步处理、存储或归档）先前的检查或成像会话的结果或成果。

根据本发明的实施例，医生可以实时观察由胶囊内窥镜几乎实时传输的电影图像，可以同时从若干透视、视角和角度观看被观察器官或组织，并且可选地使用视觉反馈将胶囊导航到期望位置、将它定位在期望取向并且需要时停止它。

为了促进本文中所述的功能性，MDCC20提供由胶囊内窥镜的光学系统接收的感兴趣的器官或组织的即时视频显示，并且例如在相同显示屏幕上使用挨着器官/组织的显示的侧区域一起提供胶囊的位置和取向的示意性表示。

现在参考图2，该图示出根据示例性实施例的在胶囊内窥镜的导航期间供医生使用的显示器200。显示器200的显示区域可以分割成多个分区或子区域。例如，第一子区域（例如子区域202）可以显示由胶囊内窥镜照相机或其它感测装置捕捉的图像（例如图像210），第二子区域（例如子区域204）可以示意性地显示在捕捉图像210时（继续该例子）关于胶囊的位置和取向信息。也可以分割子区域。例如，子区域204可以分割成子区域204a、204b和204c，以用于显示关于若干视点的位置和/或取向信息。子区域204a例如可以显示患者的身体的轴向（或横向）平面的示意图，并且可以使用胶囊在轴向平面中的(X,Y)坐标显示胶囊的当前位置的指示221。子区域204b例如可以显示患者的身体的矢状平面的示意图，并且可以使用胶囊在矢状平面中的(Y,Z)坐标显示胶囊的当前位置的指示222。类似地，子区域204c例如可以显示患者的身体的冠状平面的示意图，并且可以使用胶囊在冠状平面中的(X,Z)坐标显示胶囊的当前位置的指示223。附加子区域可以用于表示胶囊40的轨迹，以及例如监测系统100的当前情况或状态、例如监测磁场的强度、线圈中的电流、冷却线圈的温度等所需的各种操作参数、信息或指标。

根据一些实施例，用户（例如医生）可以通过选择用于驱动胶囊的方向并且选择胶囊的取向来控制胶囊。如果或是由图像处理检测器自动地或是由用户视觉地在特定图像中（例如在图像210中）检测到感兴趣的区域，用户可以在图像中标记该感兴趣的区域并且控制胶囊以朝着该区域导航或引导胶囊。

为了保证特定器官中的组织的全视觉覆盖（例如完整成像）并且检测被成像组织中的异常或反常几何或形状，可以基于胶囊的位置估计并且实时不断更新被成像器官的总体模型。可以基于定位单元43确定胶囊的定位和取向。图3显示胃310的初始总体模型330。可以基于被成像器官的预定已知或估计的结构自动地生成初始模型330。在示例性实施例中，用户（例如医生）可以通过使用即时视频将胶囊引导或驱动到胃食管交界处。当胶囊接触胃食管交界处时，医生可以使用输入设备、例如操纵杆、鼠标、键盘、触摸屏或其它输入机构（总体上标记为24）来标记该位置。位置标记命令可以启动定位单元43的读出。由定位单元43输出的数据可以转换成位置数据，并且可以确定胶囊相对于基准元件61和滑架54的坐标的位置。基于由胶囊40捕捉的即时视频图像，医生可以将胶囊导航到体腔中的不同标志物(landmark)，例如幽门，并且以类似方式标记它的位置。可以类似地标记附加区域，例如胃底区域(fundus zone)的顶部、心切迹、心房的底部等。通过将模型中的相应位置设置成反映器官的实际尺寸大小和器官在身体中的位置，初始模型330例如可以定期地、间歇地或连续地自动更新，或者在用户请求时更新。可以通过使用平滑算法改善初始模型330。平滑算法可以对一系列位置和取向值执行局部多项式（或其它）回归并且可以确定每个点的经平滑的值。

一旦对每个患者估计了器官的个人或定制的模型331，并且基于已知成像器/照相机性质，例如视野（FOV），随着该程序进行，可以计算器官由成像胶囊的覆盖率。器官由成像胶囊的覆盖率例如可以包括在该程序期间在某个时刻被成像的器官的百分比或部分的指示。例如，对于图像流中的每个帧或帧的子集，胶囊40的位置和取向数据可以单独地或与图像数据一起被传输。基于器官的定制模型，可以计算胶囊相对于器官组织壁的位置，并且因此可以估计图像在模型331上的投影。估计图像在模型331上的投影能够检验进行检查的器官（例如胃310或另一个器官，例如结肠、小肠、盲肠等）的组织壁在成像程序期间已完全被覆盖（成像），例如器官的整个组织已被成像。在一些实施例中，器官的三维可视化可以从图像中构造并且向用户显示。

在另一实施例中，自动导航可以基于胶囊40的预定运动模式和系统100自动检测胶囊40何时接触组织壁的能力的组合。例如，控制系统、例如操纵调节器28可以设置成以曲折、翻滚或滚动运动移动胶囊，每当接收到胶囊接触器官的指示时改变方向。这样的指示例如可以从位于胶囊上的一个或多个压力传感器（例如压力传感器44）接收，或者通过图像的分析，例如当图像强度很高（例如超过预定阈值）时可以确定胶囊很接近体腔壁或大致接触壁。被检查器官、例如胃可以由水或任何其它透明液体或气体膨胀。一旦确定胶囊正在接触内腔壁，可以使用定位单元43测量胶囊的位置，并且模型330可以更新或不更新。控制器可以自动地改变设备40的路线以保证成像设备的完整覆盖率。

除了压力传感器以外，其它方法可以用于自动地检测胶囊何时接触器官壁。在一些实施例中，可以通过测量从组织反射的光的强度检测接触。当胶囊的圆顶与组织接触或大致接触时，由照明单元产生的大部分照明会被反射回到成像器，并且当圆顶或它的一部分不与组织接触时，照明的相当大部分会被散射。因此对于指定照相机，可以预先确定成像器照明强度的阈值，并且如果图像或图像的一部分达到或超过该阈值，则可以假设并且因此自动确定圆顶或圆顶的一部分正在接触组织。

确定胶囊的圆顶是否正在接触器官壁的另一种方式包括当胶囊在可控地移动、例如直行时测量两个连续定位测量值之间的位置变化。例如，当驱动控制器将磁力施加到胶囊以向前驱动它时，可以以高频率、例如2-200次每秒获取定位测量值。当连续的测量值指示没有胶囊的运动时，可以确定胶囊到达器官壁。可以自动地控制胶囊以改变它的路线，并且在该过程期间获得的数据（例如图像数据、定位数据）可以用于更新器官模型，并且也用于计算胶囊的运动的新路线。可以通过使用各种扫描方法设置新路线，如下面所述。

在优选实施例中，可以在检查/成像期间通过依靠执行图像分析提取或计算从组织到胶囊的距离向量，来自动地执行器官尺寸、结构和3D位置以及胶囊的取向的估计。因此可以确定被观察器官壁的位置，并且器官的三维（3D）表示可以被构造和/或用于计算胶囊的下一个目标位置和/或胶囊的下一个运动方向/取向。根据一些实施例，可以基于图像或图像的一部分的照明水平估计胶囊的已知位置和器官壁的位置之间的距离，例如，如Krupnik等人的美国专利申请第11/907,550号和Pascal等人的美国专利申请第12/159,303号中所述，上述两个申请转让给本申请的共同受让人并且通过引用被合并于本文中，或者通过使用本领域中已知的其它方法估计所述距离，例如在器官组织上照射结构化的或准直的光（例如栅格）以提取器官的3D信息。结构化的光可以具有不同波长以减小软件处理的负荷并且产生“平滑”3D表面。

不同类型的扫描模式可以用于覆盖整个器官，例如以曲折运动方式移动胶囊或生成胶囊在器官中的螺旋扫描运动（例如盘旋或旋转运动）。在一个例子中，胶囊可以沿着直线或曲线被驱动，例如接触器官的壁。在一些实施例中，外部磁场可以向前推进胶囊。驱动胶囊的有效方式可以包括可以将胶囊驱动到所需方向的前向向量和可以将胶囊从周围组织的包围释放的扭转（螺丝状）向量的组合，以便减小胶囊和组织壁之间的阻力（例如拖曳、摩擦）。在优选实施例中，每个器官的扫描运动模式可以是不同的并且根据器官的类型适应，例如在胃中为盘旋运动，在小肠中为螺丝状运动，并且在结肠中为翻滚运动（例如如美国专利申请第12/121,432号中所公开的）。可以使用任何其它系统导航算法或不同导航和驱动方法的组合。

例如，用于保证胃组织的图像覆盖率可以包括当胶囊40在胃310中时生成模型330。模型330可以描述为表示器官室的内表面的任意中空几何壳体，且胶囊大致定位在壳体的中心。最初，初始模型330的包络可以作为球或以球形或蛋形的形式产生，并且可以基于照相机和光学系统的已知视野（FOV）切成预定数量的切片。在一个实施例中，胶囊可以被引导以在由垂直于切片中的一个的向量表示的方向上任意地移动，并且如果出现以下两个条件中的一个则停止：（1）成像器的一些像素的输出信号通过使用上述方法中的一个指示胶囊接触器官的组织，或（2）平均照明度达到表示良好照明度和因此良好图像质量的阈值。在那时，可以基于上述方法中的一个估计器官壁的位置。胶囊然后可以移动回到它的初始位置，并且可以选择下一个切片。在所有方向上成像并且保证球形模型330的覆盖率能够证实大致整个胃组织被成像。

可以使用其它胶囊运动算法。例如，在胶囊的第一点/位置，胶囊可以来回旋转以视觉地扫描所有可见区域（达到被视为良好照明度的阈值的所有图像或图像的部段），然后可以记录所有被扫描部段的距离和位置，然后胶囊可以在指向最暗地方的方向上移动，同时记录途中所有良好图像或图像的部段。当胶囊到达新位置时，重新建立模型（例如模型331），已知第一定位的坐标和新位置的坐标可以重新建立模型并且可以标记被观察切片，并且可以再次重复该过程以例如用于仅仅寻址(addressing)未被观察的切片。可以基于从胶囊40中的位置感测线圈（例如定位单元43）接收的定位数据加入和/或显示指示胶囊运动的方向箭头。

在一些实施例中，可以使用其它或不同类型的数据，并且可以基于捕捉它的时间同步或标记其它或不同数据。数据的第一类型可以是胶囊40的位置和取向数据，其可以基于例如可以是定位单元43的一部分的、感测外部磁场的胶囊的内部磁体、线圈或霍尔探头导出。可以相对于一个或多个外部参考点或坐标、例如可以附连到诊断室50或直接附连到患者的基准元件61提供该数据。第二数据类型可以包括由胶囊内窥镜感测并且由它的发射器传输的图像数据。基于图像处理技术和/或医生的专业知识，视觉数据可以与体腔内的已知位置一致或关联。数据的后一种类型与身体中的位置相关。数据的第三类型可以包括由胶囊40的压力传感器44产生的压力测量值。为了获得体腔中的胶囊位置和取向的精确读数，可能需要在两个或更多个不同数据类型之间组合、使用或同步。

在由胶囊收集位置/取向信息之后或同时，信息例如可以通过使用相同帧与图像数据共同或同时传输，或例如通过使用不同频率或通过使用基本发射器的旁带独立地传输。如果使用一个以上发射器（例如一个发射器用于传输图像数据并且另一个发射器用于传输位置/取向信息），则可以通过使用共同时钟或独立/单独时钟操作发射器。

根据本发明的实施例，可以在体腔中自动地导航胶囊内窥镜。根据实施例自动导航模式可以调节或配置成从当前、暂时位置朝着在图像中识别的内腔孔的中心引导胶囊。

参考图3B，该图表示在体腔内拍摄的具有内腔壁的不同视角（例如在每个图像的捕捉期间胶囊40的取向的不同角度）的八个样本图像A、B、C、D、E、F、G、H。样本图像A-D表示当胶囊40的纵向光轴平行于或大致指向内腔孔或内腔开口时捕捉的图像。在这些图中可以清楚地看到作为图像的较暗部分的内腔孔。样本图像E-H是在纵向光轴远离内腔孔指向、例如指向内腔的组织壁时捕捉的。

某些标志物例如可以通过处理被采集图像自动地被检测，或者可以在医疗检查程序期间由观察图像的医生标记。根据一些实施例，操作MGCE（磁引导胶囊内窥镜）系统的医生可以在体腔的探测或扫描期间标记感兴趣的点。被标记点可以指示或表示体腔中的众所周知的标志物、例如Z线、幽门、十二指肠、脾曲、肝曲、盲肠等或与其关联。当例如在胃中操纵胶囊时，医生可以标记胃的入口（Z线）和/或胃的出口（幽门）。一旦医生标记胃的入口或胃肠道中的其它标志物，胃模型可以显示在监视器上。在标志图像的捕捉期间可以基于胶囊40的位置和取向坐标（从磁定位系统接收）更新模型器官的尺寸和位置。

现在参考图4，该图是根据本发明的实施例的基于被捕捉图像自动导航体内胶囊的方法的流程图。在操作400中，接收用于导航的图像。该图像可以由体内成像胶囊40捕捉，并且可以例如实时地或大致实时地（例如在由成像设备捕捉图像的时间和接收图像的时间之间有微小的延迟）由接收单元（例如数据接收器12）接收。接收单元可以操作地连接到处理单元（例如数据处理器14或另一个数据处理器）以用于确定用于导航胶囊的目标向量。

胶囊的自动导航可以大体上沿着内腔孔的方向，例如在小肠中或在结肠中。在操作410中，处理单元可以分析被接收图像，例如以检测可以在图像中显示的内腔孔。用于在内腔的内部拍摄的一系列图像帧内识别内腔孔的方法例如在Malagelada等人的美国专利申请12/304,526中公开。

可以用于确定收缩的中心并且从收缩的中心确定用于移动胶囊的方向向量的图像中的每个可检测图案（例如内腔孔、星形褶皱图案的中心点等）在本文中被称为“前导图案”。除了内腔孔和褶皱以外的前导图案可以用于获得方向向量。

现在参考图5A和5B，这些图示意性地表示小肠的两个图像500和510。图像示出内腔壁和被检测内腔孔。在一些实施例中，在没有收缩的情况下或在较低或弱收缩活动期间，被捕捉的体内图像的外部部分（例如图5A中的环形部分520或图5B中的525）可以由于光从对应于体腔壁的图像的部分反射而较亮；而体内图像的对应于内腔孔的内部部分（例如图5A中的大致中心部分521或图5B中的526）可以较暗（例如比外部部分520、525暗）。如图5A中所演示的，肠收缩可以导致体腔收缩，使得内腔壁可以在胶囊上萎陷和/或缩窄。因此，在收缩期期间采集的体内图像可以较亮，或者可以包括对应于内腔壁的较大的亮部分520和对应于内腔孔的较小的暗部分521（例如相对于亮部分525）。附加地或备选地，在收缩期期间采集的体内图像可以不包括暗部分，或者可以仅仅包括较小的暗部分。

返回参考图4，在操作420中处理器可以确定是否检测到内腔孔。如果是，则可以在操作430中计算或估计图像中的内腔孔的质心。图像中的内腔孔的质心524可以基于图像内的暗部分（对应于内腔孔）的尺寸和/或面积计算，以例如通过实时地计算图像中的暗部分、例如520、525的平均权重的位置或坐标来确定胶囊将移动的方向。可以根据初始图像中的像素的强度值，给予图像的暗或较暗部分较大的权重。

可以使用用于检测图像中的内腔孔部分的其它方法。在选择最暗区域并且计算最暗区域的加权平均值之后例如可以使用分水岭算法分割图像。另一种方法可以包括计算图像的直方图并且基于直方图中的区域的分离设置暗区域的自适应阈值。在其它实施例中阈值可以设置成特定值，并且不基于图像灰度级参数进行计算。在预备步骤中，可以模糊图像以便去除图像中的小对象，例如血管或混浊微粒，并且在模糊处理之后检测到的图像的最暗区域，例如相当大数量的像素的强度值低于预定阈值的区域，可以被确定为内腔孔。

在一些情况下可能在一些图像中不出现暗的内腔孔。例如，在闭塞性收缩的情况下，内腔孔可能不出现。在其它情况下，内腔孔可以在图像的边界之外（例如仅仅组织壁在图像中可见）或者由于可能存在于体腔中并且可能遮挡观察暗部分的混浊介质而可能不可见。

如果未在图像中识别内腔孔，可以在操作440中检测图像中的褶皱图案。用于检测体内图像中的褶皱图案、例如星形褶皱图案并且检测褶皱图案的中心（通过检测星形褶皱图案轮廓）的方法例如在Malagelada等人的美国专利申请第12/282,704号中描述。星形褶皱图案的脊线的会聚点或褶皱图案的中心可以指示内腔孔或内腔孔的方向，胶囊应朝着它被操纵。

可以执行图像中的褶皱的星形图案（例如褶皱组织的脊线）的分析。如果检测到褶皱图案（操作445），则可以在操作450中确定图像中的褶皱图案的中心。例如，图6A-6D显示了在具有星形褶皱图案的图像中的脊线的提取。可以通过提取褶皱图案的脊线610（在图6D中）来检测收缩的中心。褶皱图案的中心600可以被确定为收缩的中心，该中心也可以与内腔孔的中心高度相关。在操作470中，图像中的前导图案的中心点600可以转换成活体内腔中的空间坐标，并且可以设置成用于进一步导航胶囊的目标点。

在一些情况下，胶囊可以捕捉包括褶皱图案的图像，所述褶皱图案可以指示肠的收缩。然而，胶囊内窥镜可能仅仅部分地捕捉到收缩，并且收缩的中心可能保持在图像中的视野外，或者可能在图像中被隐藏或模糊（例如由可能存在于肠中的混浊介质）。在这样的情况下，褶皱轮廓线的交叉或会聚点，收缩的中心可以被估计、推断或推测。胶囊的运动方向可以被设置成收缩的中心的方向（即使它在当前图像的边界之外）。

在一些实施例中，可以基于图像中的像素的照明水平检测组织壁的轮廓或脊。组织的轮廓可以指示内腔的方向。在一个例子中，若干大致椭圆形状可以被检测作为内腔通道，并且每个椭圆形状的中心可以指示内腔开口的方向。在另一例子中，可以检测到部分弧。弧的闭合顺序可以被计算，并且可以提供弧距成像设备或距胶囊40的距离的指示。检测到的最远弧可以指示内腔开口的方向。

现在参考图6E，该图示意性地示出具有显示为脊线615的组织壁的体腔。内腔孔在该图像中不可见，然而，基于脊线615的前导图案，内腔孔的中心可以估计为图6E的点600，该点在被捕捉图像的边界之外。用于检测内腔中的褶皱图案或前导图案并且计算前导图案的中心的其它方法也可以被使用。

返回参考图4，一旦检测、估计或推断了前导图案（例如内腔孔、褶皱图案或其它图案）的中心，它可以在操作470中被确定为用于操纵胶囊的图像中的目标点。图像中的目标点例如可以基于相对于位于滑架54上的基准元件61的当前胶囊位置/定位信息或基于可以使用的其它位置传感器转换成患者的身体的三维坐标。例如，通过估计图像中的目标点离成像器（或离胶囊）的距离，图像中的目标点可以转换成患者的身体中的空间坐标。在体内捕捉的图像中估计对象离成像设备的距离例如可以根据在转让给本申请的共同受让人的美国专利申请公布第2009-0097725号中公开的方法。

在一些实施例中，图像中的目标点可以转换成用于操纵体腔中的胶囊的身体的三维空间中的实际点。已知成像胶囊的光学性质，图像中的每个像素可以映射到三维空间中的光线。光线可以在成像器处（或者更具体地，在产生图像像素的成像器的特定光传感器处）开始，并且穿过胶囊的光学系统的光学焦点，到达三维空间中的特定方向向量。图像像素离胶囊的距离可以是已知的（或估计的）或未知的（或未估计的）。然而，映射的方向向量足以在被确定方向上导航胶囊。对应于成像器中的每个像素的方向向量的光学模型或图可以例如在成像胶囊的制造或校准期间一次计算。在一些实施例中，可以计算每个胶囊的单方向图并且例如存储在胶囊的内部存储器中。

在操作480中，例如可以通过由定位单元43感测或接收的位置/定位数据，接收或采集患者的身体中的胶囊的当前空间位置。基于当前位置坐标和获得的目标坐标，可以在操作490中计算方向向量。在一些实施例中，方向向量可以仅仅包括用于操纵胶囊的方向。在其它实施例中，也可以估计到目标位置的距离，并且方向向量可以包括用于将胶囊驱动到目标位置或用于胶囊的下一次操纵的实际距离和空间方向。

当导航胶囊内窥镜时，一些图像可能包括可能干扰内腔开口的检测的混浊介质、胆汁、微粒或气泡。在一个实施例中，处理器可以检测包括混浊介质、胆汁、微粒或气泡的图像，并且例如通过计算遮挡组织观察的混浊介质或微粒的百分比来计算由于混浊性导致的图像的遮挡的评分或量度。可以确定遮挡的阈值，并且包括超过遮挡的阈值的混浊度的图像可以被去除或忽略以便防止错误方向向量的计算。

可以分析用于导航而被接收的图像，以确定它们是否包含前导图案。在一些情况下，可能未在图像或图像的序列中检测到内腔孔，并且可能也未检测到星形褶皱图案或脊线（允许估计内腔孔方向）。这可能是由于若干原因：例如，一些图像可能包括混浊内容物、胆汁和/或气泡，其可能部分地或完全地阻挡或遮挡观察。在其它图像中，光学系统可能聚焦到组织壁上并且内腔开口可能在图像中不可见。在这样的情况下，磁操纵力可以撤消，例如切断或最小化到低强度，以便允许胶囊内窥镜沿着内腔自然地行进（例如仅仅通过肠的蠕动运动），或变为在内腔的正确方向上定向以用于向前运动。磁操作场的这样的撤消尤其在具有较窄管状结构（例如相比于结肠或胃）的小肠中特别有用。

在较宽或较大器官、例如结肠或胃中，当胶囊捕捉组织壁的图像并且在图像中未检测到前导图案时，可以在操作495中启动胶囊的扫描运动以尝试检测前导图案，例如内腔孔或褶皱图案。扫描运动例如可以包括胶囊的螺旋、盘旋或锥形运动，可以由磁致动力启动，直到由胶囊捕捉的图像显示了可以从其推断内腔开口方向的可检测内腔孔或收缩褶皱。螺旋运动可以以小直径开始并且逐渐增加圆形运动的直径。该方法提供用于在医疗检查程序期间推进胶囊内窥镜通过体腔的自动/半自动手段。示例性扫描运动可以类似于下面在图8B中描述的叠加锥形运动。

可以通过图案识别自动地检测结肠的褶皱图案或壁结构，原因是这些褶皱典型地不同于在小肠中出现的褶皱。例如，横结肠中的组织壁的褶皱可以具有可以自动地被检测和/或可以由医生标记的典型的三角形结构。

在一些实施例中，磁操纵力可以是间歇的，例如以脉冲的形式开关持续短时间周期。时间周期可以是预定的，并且例如可以由用户通过磁操纵力的控制单元设置。磁场启动中的这种暂停可以允许胶囊返回到它沿着胃肠道的自然取向。附加地或替代地，可以根据成像程序的分析启动磁操纵力，例如对于由胶囊捕捉的每个帧或预定数量的帧，可以计算新的方向向量并且相应地生成操纵力。

切断或降低磁操纵力也可以用作磁操纵系统中的安全要素。在一个实施例中，可以确定和/或测量作用于胶囊的磁力。胶囊可以包括位于胶囊的外壳上或围绕外壳的一个或多个压力传感器44。压力传感器44可以提供施加到胶囊的压力的指示。在一个例子中，压力传感器44可以作为径向环沿着胶囊外壳的圆周定位。在另一例子中，若干传感器可以不必排列在胶囊的外表面上。由压力传感器感测到的信号可以指示压力起源的方向。在一些实施例中，胶囊可以在与压力起源相反的方向上被推进。例如，当将胶囊操纵到组织壁中时，压力传感器44可以指示胶囊上的压力超过对于患者可能是危险的（例如可能导致肠壁的破裂）预定安全阈值。在这样的情况下，可以自动地切断磁操纵力或将其降低到例如最小强度，因此防止对组织壁的意外伤害。类似地，当来自压力传感器44的信号指示作用于胶囊的压力的大小超过阈值时，控制器可以自动地改变或重新计算用于推进胶囊的下一个方向向量。

在一个实施例中，可以远程地执行胶囊操纵的控制。护士或其他医护人员可以将患者安置在具有磁操纵系统的房间中，而医生可以不在该房间中，并且可以远程地访问导航控制。

在一个实施例中，可以确定和/或测量作用于成像胶囊的合力。例如，压力传感器44可以提供作用于胶囊的合力（例如压力和磁力）的指示。当将胶囊操纵到组织壁中时，压力传感器44可以指示胶囊上的压力超过安全阈值，并且对于患者可能是危险的（例如可能导致肠壁的破裂）。在这样的情况下，可以自动地切断磁操纵力或将其降低到例如最小强度，因此防止对组织壁的意外伤害。在一个实施例中，来自压力传感器的信号可以由接收系统接收，并且控制器或处理器可以确定作用于胶囊外壳的压力的大小超过某个阈值。因此，控制器可以自动地改变或重新计算用于操纵胶囊的方向。

在一些实施例中，磁操纵力可以引起足够的力以使胶囊在肠中向前行进计算的距离。可以计算胶囊的预期运动（例如，如由控制器所计算的）和实际运动（例如根据定位部件的信号确定的胶囊的新位置）之间的差异。如果定位单元确定胶囊未移动足够距离，或者如果压力传感器确定胶囊上的压力太大，则外部操纵力可以停止，或者可以根据接收到的更新数据重新计算方向/距离运动向量。例如，磁操纵力可以操作以推进胶囊1.0厘米的距离，但是位置传感器可能指示胶囊由于驱动力实际仅仅移动0.5厘米。在一个例子中，压力传感器44可以指示在胶囊的一部分上的压力超过安全阈值，而在其它例子中可以相对于其预期位置计算和分析胶囊的位置和取向。这两种方法可以单独或组合使用，并且可以基于新近捕捉的压力/位置/图像数据停止和重新计算操纵力。

在另一实施例中，胶囊可以由磁操纵力沿着肠壁引导，例如使得胶囊的外壳总是接触组织。为了增加胶囊的视野，胶囊的纵轴线可以平行于胶囊的行进方向定位，并且光学系统可以在前视方向上（例如朝着内腔孔并且不朝着组织壁）定位。

在一些实施例中，基于由胶囊定位线圈、图像数据和/或压力传感器提供的输入，可确定先前计算的目标方向向量是错误的并且对于患者是危险的，并且可以计算用于操纵胶囊的备选目标方向。在另一例子中，用于操纵胶囊的目标方向向量可能不能从胶囊所传输的图像数据导出（例如内腔孔在图像中不可见，和/或组织褶皱的轮廓的方向未确定）。根据一个实施例，可以通过确定由周围组织壁施加到成像胶囊的最小的阻力，来计算用于操纵胶囊的备选目标方向向量。

为了找出将对胶囊施加最小阻力的用于推进胶囊的方向，在一个实施例中，例如可以通过围绕胶囊当前空间坐标生成胶囊的特定运动模式启动组织区域的局部扫描或局部扫描运动。由胶囊执行的局部扫描运动可以覆盖胶囊的位置的附近或周围区域。在沿着扫描的某些点（例如基于胶囊取向的运动的度数，或在扫描期间的预定间隔）指示作用于胶囊的力的新压力数据和/或新图像数据可以从胶囊传输。基于在局部扫描期间获得的数据，可以确定用于操纵胶囊的备选目标方向向量。在一个实施例中，可以根据检测到作用于胶囊的最小压力或阻力的方向选择目标方向向量。在一些实施例中，可以执行在局部扫描期间传输的图像数据的图像处理，并且可以基于被检测的内腔开口的方向或基于根据图像中的褶皱图案估计的内腔开口的方向确定目标方向向量。如果图像不提供用于确定目标方向向量的足够信息，可以如上所述使用由压力传感器提供的数据。

在图7中，显示了作用于胶囊的外部磁力。向前驱动力V(t)导致胶囊在体腔的开口的方向上向前行进。例如可以使用上述方法中的一个或多个，例如确定图像中的暗部分的中心点，确定组织壁的褶皱的方向，和/或通过根据压力传感器读数计算组织壁的最小压力/阻力，自动地确定V(t)的期望方向和长度或距离。通过选择在竖直和水平取向上两个相互正交向量，可以关于V(t)确定正交驱动向量V_h、V_v，其中所述两个相互正交的向量也正交于V(t)。

在一个例子中，在局部扫描期间生成的运动可以引起胶囊的锥形运动模式。生成的运动可以由外部磁操纵力引起，如图7中所示。除了在目标方向向量的方向上产生向前驱动力以外，可以通过施加除了向前驱动场向量V(t)以外的一组两个正交谐波磁场向量，同时生成锥形运动模式。典型地，产生锥形运动的正交谐波磁场向量V_h、V_v比向前驱动场力V(t)弱。在一个实施例中，可以根据以下方程计算正交磁场：

V_h＝Asinωt

V_v＝Acosωt

类似于已知的陀螺仪机制，由此可以生成锥形运动。

由于肠体内组织的挠性和弹性性质，在计算的或提供的目标方向向量的方向上向前推进胶囊可以产生显著的组织拖曳，这可能阻止或阻碍胶囊行进或显著地减慢它在内腔中的前进。例如，如图8A中所示，胶囊可以由外部磁力向前推动，然而，肠组织壁可能围绕胶囊萎陷，使得导致组织的拖曳，而不是胶囊行进通过内腔。如图8B中所示的锥形运动也可以用于生成胶囊的有效向前运动并且减小组织拖曳。锥形运动可以导致萎陷组织壁分离，减小胶囊的组织包围并且由此允许胶囊向前行进通过内腔开口，而不是在运动期间与胶囊一起拖拉组织。也可以引起其它类型的运动模式，例如螺丝状运动等，其中螺丝在单方向上或以往复方式前进，该模式包括胶囊的取向在预定度数上的部分扭转或转动。

可以基于胶囊相对于患者的身体的定位确定胶囊的行进方向。患者可以具有可以定位在患者的身体上的外部定位单元，该外部定位单元例如是可以由磁系统定位的永磁体或线圈。胶囊可以具有可以提供胶囊的运动的瞬时位置数据的一个或多个内部定位部件，例如内部磁体、线圈或霍尔传感器。例如可以通过从胶囊的位置减去患者的身体运动（例如呼吸和心跳运动）计算相对运动路径以改善胶囊在体腔中的位置数据和运动数据的精度。在一些实施例中，胶囊上的压力传感器44可以确定蠕动波的方向并且相应地识别运动的方向。

可以基于确定顺序图像之间的差异计算胶囊的行进方向。在一个例子中，可以通过识别一个图像帧和下一个之间的组织的运动方向确定胶囊的行进方向。在另一例子中，可以通过在顺序图像中识别体内结构（例如小肠中的绒毛）的倾斜或摆动的方向确定行进方向。在又一例子中，可以基于体腔中的内容物或残留物的运动确定胶囊的行进方向。残留物或混浊微粒可能相对于胶囊的运动向前移动，指示胶囊可能向后移动或卡在原位。当胶囊正在向前行进时，残留物的运动将看上去向后。在一些实施例中，胶囊可以包括具有彩色（和无毒、可食用）墨水的存储单元，并且当医生希望检验胶囊的相对运动时，命令可以从控制器发送到胶囊以释放一滴墨水，并且流动方向将在从胶囊发送的被捕捉图像中可见，允许基于自动图像处理或由医生确定行进方向。

如果检测到胶囊正在肠中向后而不是向前行进，则可以启动翻滚运动，例如命令可以从外部控制单元发送到胶囊，以便将胶囊翻转到正确取向。翻滚运动可以类似于例如在美国专利申请第12/121,432号中所述的实施例。

为了帮助医生操纵胶囊，胶囊的路径可以一直显示在可以连接到工作站的监视器或屏幕上。例如，可以相对于胶囊的当前位置向用户显示胶囊行进的最后几厘米（例如10cm）。类似地，显示可以包括最后几分钟的胶囊的路径或从标记某个标志物图像开始经过的路径。

在一个实施例中，例如可以通过将重力传感器加入胶囊来检测重力的方向，并且生成的显示可以与重力的方向对准以便向医生呈现内腔的固定观察取向。在另一实施例中，可以基于来自位置传感器的信号提供（或计算）胶囊的取向和位置，从而可以不需要重力传感器以便使图像对准单个观察取向。

被标记图像的缩略图可以与它们的空间坐标位置一起存储。如果医生希望将胶囊引导到已知位置、例如最后捕捉的缩略图的空间坐标，则MGCE系统可以允许输入特定坐标或特定标志物图像，并且可以将胶囊自动地导航回到所需位置。也可以根据请求提供用于操纵胶囊的正确方向的显示，例如可以相对于当前胶囊位置显示指向被请求缩略图的方向的箭头。

对于由胶囊捕捉的每个帧，可以获得（例如从磁场传感器、位置/定位传感器，例如霍尔探头或其它定位传感器）并且存储胶囊的相应取向和三维位置。围绕胶囊的中间空间（例如3厘米的围绕区域）的视觉模型可以生成并且呈现给操纵胶囊的医生。例如，在围绕区域中捕捉的图像可以单独地呈现或者拼接在一起并且组合成单个全景图像。

在一些实施例中，并非由胶囊捕捉的所有图像可以呈现给用户。例如，可以自动地去除或滤除当成像系统靠近并且指向组织壁时捕捉的图像，并且在一个实施例中，仅仅显示内腔孔的视图的图像、例如通道图像或收缩图像可以被显示。这样的过滤可以帮助医生操纵胶囊，原因是不利于提供操纵信息的图像可以从流或显示中去除。向医生显示的图像的类型可以由医生根据个人偏好进行选择或预设。

一个或多个外部元件可以用作参考点并且帮助计算胶囊在体腔中的精确运动。用作基准元件61的外部元件61可以例如由线圈制造，并且可以通过有线或无线连接而连接到工作站，用作系统中的参考点。每个基准元件61可以产生信号，所述信号可以在工作站中处理以确定在三维空间中胶囊相对于基准元件61的相对位置。基准元件61可以放置在患者的身体上、例如在患者的外部和/或放置在患者躺在上面的手术台或床50上。在一些实施例中，基准元件61可以包括作为MGCE系统的一部分的无线单元，所述无线单元不断地或重复地传输定位或位置信息。在一些实施例中，基准元件61可以包括有线单元，所述有线单元可以操作地连接到例如工作站或外部磁场的控制器。例如通过从绝对胶囊运动中减去患者的运动（例如由于呼吸、故意运动、心跳等导致），由基准元件61产生的定位信息可以用于计算体腔中的胶囊的相对和/或绝对运动。

基准元件61可以限定相对于患者的身体的坐标集，并且可以相对于该坐标集计算胶囊的位置。坐标集的原点可以被确定为例如在床上并且不在患者上的固定点，以便计算空间中胶囊相对于该固定点的位置。通过从胶囊的运动或路径中减去患者的运动（根据基准元件61计算），可以例如实时地校正胶囊的计算位置。

在一些实施例中，基准元件61可以定位在特定预定解剖位置，例如大致邻近胸骨的下部分上的剑突或邻近肚脐，以便有助于定位需要治疗的区域。将基准元件定位在患者的身体上的预定位置可以允许在与患者的骨骼结构对准的坐标系中确定病理（例如病变、息肉、肿瘤、出血等）的位置。

在一些实施例中，用于确定胶囊的位置的坐标集可以相对于患者的身体限定。例如，医生可能想要知道胶囊相对于患者的冠状平面、矢状平面和/或横向平面（在图9中显示）的位置，不管患者是侧卧、仰卧还是俯卧，并且不必相对于床。在其它实施例中，可以限定若干平面或坐标集，并且医生可以选择优选平面或坐标集进行工作，或者可以在医疗检查的不同阶段中在不同平面/坐标之间切换。

应当注意尽管本文中所述的本发明的实施例适合于成像胃肠道，但是本文中所公开的设备和方法可以适合于成像其它体腔或空间。

为了图示和描述的目的已进行本发明的实施例的前述描述。它不旨在是穷尽的或将本发明限制到所公开的明确形式。本领域的技术人员应该领会到鉴于以上教导，许多修改、变型、替代、变化和等效物是可能的。所以，应当理解附带权利要求旨在涵盖属于本发明的真实精神内的所有这样的修改和变化。

Claims (14)

1.一种用于自动产生体腔器官的模型的系统，所述系统包括：

捕捉器官的图像的体内成像装置；

输入设备，其用于接收来自用户的所述体内成像装置目的地数据的输入；

处理器，所述处理器：

基于被成像器官的预定已知或估计的结构产生初始器官模型；

在由所述体内成像装置捕捉的所述器官的图像中检测感兴趣的区域；

使所述体内成像装置朝着所述感兴趣的区域移动；

确定所述体内成像装置的位置和取向；

根据所述体内成像装置的位置和取向，通过将模型中的相应位置设置成反映器官的实际尺寸大小和器官在身体中的位置更新初始器官模型。

2.根据权利要求1所述的系统，包括定位于所述体内成像装置的导航系统中的基准元件，其中，所述处理器确定所述体内成像装置相对于所述基准元件的位置和取向。

3.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器基于器官的定制模型计算所述体内成像装置相对于被成像的器官的组织壁的位置。

4.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器利用图像构建器官的三维可视化，以及将该可视化向用户显示。

5.根据权利要求4所述的系统，其中所述处理器估计图像在器官的定制的模型上的投影，所述图像被所述体内成像装置所捕捉。

6.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器将所述体内成像装置导航到被成像的器官中的感兴趣的区域，并且在图像中标记感兴趣的区域的位置。

7.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器通过在检查/成像期间通过依靠执行图像分析提取或计算从组织到体内成像装置的距离向量来计算所述体内成像装置的下一个目标位置。

8.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器：

通过选择预定的运动模式自动导航所述体内成像装置；

接收所述体内成像装置接触器官壁的指示；

在接收到所述体内成像装置接触器官壁的指示时确定所述体内成像装置的位置；以及

基于所确定的位置来更新所述初始器官模型。

9.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器在接收到所述体内成像装置接触器官壁的指示时改变所述体内成像装置的前进方向。

10.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器基于图像或者图像的一部分的照明水平来估计所述体内成像装置的位置和器官壁的位置之间的距离。

11.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器计算所述器官被所述体内成像装置覆盖的覆盖率，所述器官被所述体内成像装置覆盖的覆盖率包括被成像的器官的百分比或部分的指示。

12.根据权利要求11所述的系统，其中所述处理器基于所述器官被所述体内成像装置覆盖的覆盖率，来验证在成像过程中被检查的器官已经被完全成像。

13.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器通过处理被所述体内成像装置捕捉的图像，自动探测所述感兴趣的区域。

14.根据权利要求1所述的系统，其中所述处理器通过估计所述感兴趣的区域距所述体内成像装置的距离，来确定所述感兴趣的区域的空间坐标。