[0002] 本申请要求于2012年10月10日提交的第13/648,517号美国
专利申请以及于2013年4月18日提交的第13/865650号美国专利申请的优先权。
技术领域
[0003] 本
发明涉及医疗成像，尤其涉及用于红外检测器和图像显示系统的导管辨别与引导系统以帮助临床医生执行静脉内处理或其他静脉进入处理。
背景技术
[0004] 静脉内（IV）导管用于进入静脉以
抽取血液以及输送
流体。几乎不存在用于帮助医生识别静脉的正确穿刺的技术。用于外围IV进入的标准技术包括使用压脉器来使静脉充血，随后进行触诊以识别合适的静脉，最后插入导管针。医生在将针插入静脉时必须依赖“感觉”，并且必须观察血液回流以确定何时导管已经成功穿刺静脉。统计资料显示，临床医生要想成功对静脉进行穿刺，这种试错方法需要平均2.4次尝试并且花费高达20分钟。除了使病人更加
疼痛和焦虑之外，还存在于IV护理有关的实际成本。患者处理能
力、看护时间、消耗品以及增加的感染率都给医院和政府带来增加的医疗护理成本。
[0005] 系统已经被开发以帮助静脉进入并克服传统试错技术的缺点。一种这种系统是由克里斯蒂医疗股份有限公司（Christie Medical Holdings,Inc.），即克里斯蒂数字系统有限公司（Christie Digital Systems,Inc.）的分公司制造并销售的 红外检测器与成像投影器。第7,239,909号美国专利和第2010051808号、第20070158569号美国公开中描述了该红外检测器与成像投影器，上述专利和公开的全部内容通过引用并入本文。
[0006] 根据 系统，漫射的红外光被用于对
皮肤表面下的脉管进行成像，并且该图像随后被投影至皮肤上以揭露脉管的
位置。脉管图像被精确地投影至与脉管本身相同的解剖学位置，并且其三维环境（患者皮肤）使得能够轻易地看到静脉。此外，由于不需要握持
传感器，故临床医生的手能够被解放以执行静脉进入。
[0007] 虽然 系统已经被医院广泛采用，但其应用受到如下事实的限制，即无法检测成功穿刺事件。超声是当前唯一能够显示是否出现成功穿刺的
可视化技术。超声通常用于深静脉进入，诸如PICC线和CVC线，而不是典型地用于外围静脉。
[0008] 与本发明有关的
现有技术包括与不同材料的光特性的理论和数学建模有关的文献，诸如包含在以下文献中：
[0009] 1.The optics of human skin.Anderson,R.R.and Parrish,J.A.1,1981,The Journal of Investigative Dermatology,Vol.77,pp.13-19.
[0010] 2.Use of the Kubelka-Munk theory to study the influence of iron oxides on soil colour.Barron,V.and Torrent,J.4,1986,Journal of Soil Science,Vol.37,pp.499-510.
[0011] 3.Optical properties of human skin,subcutaneous and mucous tissues in the wavelength range from 400 to 2000nm.Bashkatov,A.N.,et al.15,2005,Journal of Physics D:Applied Physics,Vol.38,pp.2543-2555.
[0012] 4.Geometry related inter-instrument differences in spectrophotometric measurements.Edstorom,P.,et al.2,2010,Nordic Pulp and Paper Research Journal,Vol.25,pp.221-232.
[0013] 5.Light scattering at the boundary between two media.Ivanov,A.P.and Barun,V.V.1,2011,Journal of Engineering Physics and Thermophysics,Vol.84,pp.23-32.
[0014] 6.New contributions to the optics of intensely light-scattering materials.Part I.Kubelka,P.5,1948,Journal of the Optical Society of America,Vol.38,pp.448-457.
[0015] 7.An article on optics of paint layers.Kubelka,P.andMunk,F.1930,1931,Zeitschrif fur technische Physik,Vol.31,pp.1-16.[0016] 8.Anisotropic reflectance from tubid media.II.Measurements.Neuman,M.and Edstrom,P.5,2010,Journal of the Optical Society of
America,Vol.27,pp.1040-1045.
[0017] 9.Anisotropic reflectance from turbid media.I.Theory.Neuman,M.and Edstrom,P.5,2010,Journal of the Optical Society of
America,Vol.27,pp.1032-1039.
[0018] 10.Point spreading in turbid media with anisotropic single scattering.Neuman,M.,Coppel,L.G.and Edstrom,P.3,2011,Optics Express,Vol.19,pp.1915-1920.[0019] 11.Analytic light transport approximations for volumetric materials.Premoze,S.2002.Proceedings of the 10th Pacific Conference on Computer Graphics and Applications.pp.48-58.
[0020] 12.Optical properties of circulating human blood in thewavelength range400-2500nm.Roggan,A.,et al.1,1999,Journal of Biomedical Optics,Vol.4,pp.35-46.
[0021] 13.The finite element method for the propagation of light in scattering media;boundary and source conditions.Schweiger,M.,et al.11,1995,Americal Association of Physicist in Medicine,Vol.22,pp.1779-1792.
[0022] 与本发明有关的现有技术还包括针引导系统，诸如包含在以下文献中：
[0023] 14.Biopsy needle detection in transrectal ultrasound.Ayvaci,A.,et al.7,2011,Computerized Medical Imaging and Graphics,Vol.35,pp.653-659.[0024] 15.A novel method for enhanced needle localization using ultrasound-guidance.Dong,B.,Savitsky,E.and Osher,S.2009.Proceedings of the 5th International Symposium on Advances in Visual Computing:Part I.pp.1-9.[0025] 16.A motion adaptable needle placement instrument based on tumor specific ultrasonic image segmentation.Hong,J.,et al.2002.pp.122-129.[0026] 17.Localization of palm dorsal vein pattern using imageprocessing for automated intra-venous drug needle insertion.Kavitha,R.and Flower,L.6,2011,International Journal of Engieering Science and Technology,Vol.3,pp.4833-4838.
[0027] 18.Single camera closed-form real-time needle trajectory tracking for ultrasound.Najafi,M.and Rohling,R.2011.SPIE Proceedings of Visualization,Image-Guided Procedures,and Modeling.Vols.7964,79641F.[0028] 19.Methods for segmenting cuved needles in ultrasound images.Okazawa,S.H.,et al.3,2006,Medical Image Analysis,Vol.10,pp.330-342.[0029] 20.Near-infrared imaging and structured light ranging for automatic catheter insertion.Paquit,V.,et al.2006.SPIE Proceedings of Visualization,Image-Guided Procedures,and Display.Vols.6141,61411T.[0030] 21.Unified detection and tracking in retinal microsurgery.Sznitman,R.,et al.2011.Proceedings of Medical Image Computing and Computer-Assisted Intervention.pp.1-8.
[0031] 本
说明书的方面的目的是描述一种系统，其用于通过在实现最优静脉内（IV）放置时引导临床医生在使渗透和溢出效应最小化的同时改善静脉内进入或其他静脉进入处理。
发明内容
[0032] 根据本发明，导管辨别和引导系统被设置为从获取的红外图像检测导管及其相关参数并使用这些参数在静脉进入处理之前和之中指导临床医生。
[0033] 在随后变得显而易见的这些方面和其它方面和优点存在于如下文参照形成本文的一部分的
附图更加详细地描述和要求的构造和操作的细节中，其中在全文中相同的标号指代相同的部分。
附图说明
[0034] 图1是可见光和组织相互作用的示意图；
[0035] 图2是根据本发明的实施方式的导管辨别与引导系统的示意图；
[0036] 图3是示出图2中的导管辨别与引导系统的操作的
流程图；
[0037] 图4是示出优选实施方式的校准过程的示意图；
[0038] 图5包括示出了导管辨别过程的步骤的三个图像，其中图5a是初始导管图像，图5b是频域中的相同图像，图5c示出最终辨别的导管；
[0039] 图6示出用于不透明导管的具有线-拟合的图像（图6a）和相关强度曲线（图6b）；
[0040] 图7是根据附加实施方式的示出具有夹式标识物的导管的示意图；
[0041] 图8是示出使用图7的夹式标识物的不同供应商的区别导管的过程的流程图；
[0042] 图9a是针-组织-静脉界面和相关物理参数的示意图，图9b示出针-组织-静脉界面和相关几何穿刺；
[0043] 图10是进入组织（图10a）以及穿过组织以刺穿静脉（图10b）的导管的示意图；
[0044] 图11a是由一系列投影的点辅助的预插入导管对准的示意图；
[0045] 图11b是由投影的圆规线辅助的预插入导管对准的示意图；
[0046] 图12是静脉中线（图12a）和偏离中线的导管插入的问题（图12b）的示意图；
[0047] 图13a是
像素分析以
定位图11a的一系列点的示意图；
[0048] 图13b是像素分析以定位图11b的圆规线的示意图。
具体实施方式
[0049] 在描述本发明的原理之前，需要简要地回顾光学脉管成像背后的理论。
光子在柔软组织中的散射取决于光子
波长和组织成分。将漫射光的入射光束投影在组织上分别产生可在组织表面处检测到的反向散射光、以及穿过组织传播的前向散射光。前向散射光与组织内的散射位置相互作用并且由于弹性和非弹性散射现象而失去其强度。反向散射光的强度取决于观察点处的组织类型。
[0050] 转到图1，具有散射光强度I的入射光束100-1被投影到组织媒介100-2上，产生在表面处检测到的具有强度J的反向散射光。
[0051] 根据反射率的已知的库贝卡-芒克理论（Kubelka-Munk theory），在入射光和反向散射光与组织厚度之间存在关系（具体地，成对微分方程）。对于不同边界条件，该方程的解存在。
[0052] 为了估算静脉100-3在皮肤下的深度xv，必须考虑三个边界条件：
[0053] （1）无限组织厚度，（2）组织-静脉边界，以及（3）针-静脉边界。
[0054] 考虑第一个边界条件，如果组织非常厚（即，无限组织厚度），入射光束100-1通过散射损失其全部强度。利用这个条件，可对除组织散射因素之外的所有相关未知参数进行求解。
[0055] 在组织-静脉边界处，几乎所有入射光强度都通过来自静脉内血液的弹性/非弹性散射吸收，产生可以忽略的反射率。对于有限组织厚度，在外部末端媒介处（即，空气）不存在反射。使用该条件，对于静脉深度（同样不考虑组织
散射参数），能够得出方程；然而，其依赖于组织的发生全部光吸收处的已知厚度。
[0056] 大多数光在几厘米的组织厚度内被吸收，但是该厚度值是未知是并且由于各种人体组织变体，在执行临床处理时对该厚度值进行估算是不切实际的。在该处理中，该厚度依赖性能够使用皮肤上的预定的针特定光反射率以及针尖在皮肤下的可测量的物理深度来解析。对于标准导管针尺寸，可通过下面详细描述的程序测量针深度。
[0057] 厚度依赖性还能够使用下面的方法解析。入射光强度能够被简化为基本上所有光子都损失在有限特定皮肤厚度内的
水平。皮肤厚度就像普通入射光应用下的无限厚度。为了找出该特定厚度，使用了静脉对比概念。由于静脉中的显著光吸收所产生的对比，静脉在皮肤组织内被辨别。如果光子由于缺少光强度以及仅皮肤组织在内散射/吸收效果而不能够达到静脉表面，则失去对比。因此，光强度被减少至失去静脉对比的水平，因此，在实际应用中，在静脉表面（静脉深度）处的光子湮灭和皮肤厚度能够被认为是无限的。测量相关光强度和反射有助于分析与组织有关的未定义参数。
[0058] 为了确定针-静脉交叉（即，当针尖
接触静脉表面时），皮肤下的针反射率的连续值在导管插入过程中被记录。应注意，由于血液的高吸收性，希望在针尖位于静脉中时在针尖处检测到相同的针反射系数值（在皮肤之上观察）。因此，针-静脉交叉出现在观察到的针尖反射率与静脉反射率相等时。
[0059] 转到图2，示出了根据本发明的实施方式的导管辨别和引导系统200，其结合至红外检测器和图像投影系统，诸如由克里斯蒂医疗股份有限公司制造并销售的红外检测器与图像投影器。导管辨别和引导系统200包括三个主要单元：用于控制系统总体操作的微
控制器200-1、用于执行数学计算和估算的数字
信号处理单元
200-2、以及具有相关成像光学器件的IR成像器/投影器200-5。
数字信号处理单元200-2进而包括用于执行图像增强操作的
图像处理子单元200-3并可选地包括用于经由扬声器
200-6生成
音频信号的音频信号生成器（如下所述）。导管辨别和引导单元200-4是图像处理子单元200-3的子单元，并且用于从由系统200获取的输入图像中辨别和识别导管系统
210并在静脉内处理期间引导临床医生，如下面详细描述。
[0060] 图2中描绘的示例性导管系统210具有传统设计并且包括导管壳体210-1，导管壳体210-1的终端是导管210-2和针210-3，针210-3用于将导管插入具有静脉220的柔软组织215。
[0061] 来自IR成像器/投影器200-5的IR光225（位于850+/-40nm的范围内）照射患者的柔软组织215，该光主要由静脉220中的血液（血红蛋白）吸收。未吸收的光230被反射回去并且被IR成像器/投影器200-5检测到。被反射的图像由图像处理子单元200-3处理，并随后重新实时投影在患者皮肤上以示出患者皮肤下方的静脉220的位置。IR成像器/投影器200-5优选包括截止滤光器和偏振器以区分反射的成像光与环境中的背景IR光。
[0062] 参照图2和3，在静脉处理中，临床医生将导管210-2带入IR成像器/投影器200-5的观察范围内。在步骤300中，导管辨别和引导系统200-4利用导管和针210-2的特定的光学特性210-2将导管和下面的针210-2与背景图像区别开来。
[0063] 在步骤310中，导管轮廓线被检测并且设备观察到的导管长度被确定。导管长度是观察到的被相应地辨别的导管尖端与导管壳体之间的距离。检测到的长度值用于计算针的插入
角度并当针的尖端插入皮肤并刺穿静脉时定位针的尖端。由于系统200采集情景的二维视图，导管210-2的实际长度与其设备观察值不同，但其与皮肤表面所成的角度与设备观察值关联，并且能够使用垂直投影（如下所述）确定。最大观察长度是导管的实际长度并且能够根据下面所述的校准过程估算。最后，导管开始点和结束点的位置被确定（即，将导管连接至导管壳体的点是起始点，导管的自由端是结束点），如下所述。
[0064] 由于导管根据它们预期的用途进行区分，并且具有各种尺寸，故校正过程允许针对各种导管尺寸计算长度而不需要来自用户的任何外部预定输入。导管210的实际长度通过其在静脉进入点处与皮肤表面所成的角度与IR成像器/投影器200-5观察到的长度值密切相关。因此，在使用中，临床医生首先遵循校正过程，导管通过校正过程定位在系统200的IR成像器/投影器200-5下方并相对于皮肤表面旋转通过小的正角度和负角度，穿过0度，以便记录和测量实际导管长度，这在图4中示意性地示出，在这种情况下，导管的实际长度（最大观察值）在导管被定向为与皮肤表面和IR成像器/投影器200-5成0度角时观察到。
[0065] 系统200-4必须将导管与其环境区别开。根据导管是否透明，导管辨别过程稍有不同。在任何一种情况下，多
分辨率分析被执行以加快导管和针的辨别过程，由此被采集的图像首先被减小至低分辨率并且初始分析被执行。随后，使用原始尺寸图像执行余下的分析（例如，
频率滤波、长度和角度测量）。
[0066] 透明导管由可透红外光且对IR成像器/投影器200-5不可见的材料构成。然而，通过将IR成像器/投影器200-5与物理偏光器一起使用，导管在被采集的图像中表现为可测量厚度的黑实线（图5a）。接下来，导管辨别和引导系统200-4对图像应用频率
滤波器并分析图像以定位具有最小强度值的像素（图5b）。该像素被用作“
种子点（seed point）”以找到具有相似强度的导管轮廓像素并随后估算针的长度，如下所述。
[0067] 不透明导管具有与透明导管不同的特性，并且在红外波长区域中是可见的。不透明导管
覆盖金属针并且完全吸收红外光。不透明导管的检测过的与上面所述的透明导管的过程相似，但是种子点被选择作为具有最大强度值的点（不同于最小强度值）。一小段针（约1-2mm）在导管尖端处暴露并且其长度使用早前描述的用于透明导管的程序测量。
[0068] 图像随后在种子点的强度附近进行
阈值化，从而允许一定范围的强度。然而，作为导管放置、角度、吸收和与散射有关的其它因素的结果，无法通过使用简单阈值化来获得代表导管的实线。因此，如图6a中所示，从可用的导管点估算线-拟合，并随后在导管之上叠合。导管起始点通过在导管开始处沿着线-拟合检测壳体中的明显宽度变化来识别。图6b示出沿着图6a中的叠合线强度变化。通过图6b，应注意，沿着导管观察长度的强度变化几乎恒定，并且在导管结束点处通过指数过渡划定界限。导管观察强度可从导管起始点（即，图6a中所示的壳体宽度变化）和导管结束点（即，图6b中示出的强度的指数过渡）计算。导管结束点之外的突然的强度下降指示针的尖端，如图6b所示。针-静脉交叉出现在针进入静脉时，并且通过突然的强度下降的消失来指示。
[0069] 作为基于检测导管壳体210-1处的导管起始点的定位的导管辨别的替代选择，可使用发光型（opto-genic）导管。该替代选择在长度不适合位于系统200的观察场所内的非标准导管的情况下特别有用。具体地，发光型导管可设置有光学标识，光学标识能够使用图像处理
算法检测并且用于估算导管的可见长度（即，从标识到导管尖端）。发光型标识可使用蚀刻工艺形成在导管上以改变其光学特性（例如，单向反射）。这些标识不影响导管的卫生或普通临床功能。
[0070] 根据本发明的另一个方面，在发光型导管不可用的情况下，可提供夹式标识物210-4以帮助辨别与优选导管辨别和引导系统200（即，上述 系统）不兼
容的不同导管类型。标识物210-4通过简单夹式布置附接至导管壳体210-1或从导管壳体
210-1移除。标识物的长度和结束点特征使用文中已经陈述的图像处理算法识别，紧接着是文中陈述的角度测量和校正过程。
[0071] 标识物210-4被设计为不影响导管210的正常功能。标识可包括使用文中所述的图像处理流程识别的赋予安全的、制造商特有的特征。
[0072] 参照图8，基于导管壳体几何特征的几何学相关分析，可以成功地区分由不同供应商制造的导管。在操作中，对使用系统200采集的壳体图像执行（800-1）特征提取过程以区分壳体的供应商特有的几何特征（例如，图7中所示的代表性六边形壳体特征）。接下来，在提取的特征与由不同供应商提供的先验样本特征之间执行相关分析（800-5）。该分析识别具有高相关率的样本特征，将其分类并使提取的特征与供应商分类关联（800-9）。
[0073] 虽然文中所述的标识物被描述为具有附加的夹式设计，但本领域技术人员应理解，标识物可被模制为导管壳体的一部分。
[0074] 回到图3，在步骤320中，系统200-4确定并更新导管210与皮肤表面所成的角度，随后在步骤330中，系统通过检测反向散射光240来定位和更新导管的尖端。
[0075] 在这一阶段，所需的导管相关值（例如，其长度、角度和尖端）已经被确定并且IR成像器/投影器200-5随后将图像和信息投影至皮肤上以在导管部分地位于皮肤中且无法观察时帮助临床医生形象化导管插入过程（步骤340）并告知用户导管和针何时进入皮肤（步骤350），如下所述。
[0076] 最后，在步骤360中，IR成像器/投影器200-5在静脉进入点附近生成并投影静脉的图（位置和深度），而无需考虑皮肤的类型和
颜色。没有组织特性参数必须预先知晓。
[0077] 图9和图10是示出图3中的过程在临床应用中的实施的示意图。具体地，图9a是导管-组织-静脉界面和相关物理参数的示意图，图9b示出导管-组织-静脉界面以及针对针长度ln，静脉深度xv，针与皮肤表面之间的角度θ的几何计算。
[0078] 临界静脉深度值可被估算，如前所述，并且导管放置角度可基于垂直
图像采集和投影根据导管观察长度计算：
[0079] (1.1) l′c=lc·cos(θ)
[0080] 其中l′c是在IR成像器/投影器200-5处观察到的值。在临床处理开始时，导管尖端位于组织的皮肤表面处并位于点a处（导管-皮肤进入点）。当尖端刺穿皮肤到达静脉表面时，其在皮肤表面上从点a前进至点b（针-静脉进入点）：其中点b可使用先前介绍的程序使用针反射率及其尖端位置来计算。
[0081] 因此，在静脉表面处：
[0082] (1.2)
[0083] 图10示出针从皮肤上（图10a）插入至静脉表面（图10b）。当针进入IR成像器/投影器200-5的观察范围时，其结束点被自动地检测，如上所述。根据检测到的导管长度，从导管的观察到的长度计算导管与皮肤表面所成的角度θ，随后，定位和投影点a和点b。具体地，根据点a（针和皮肤的交点），从估算的静脉深度xv计算点b。
[0084] 200-5可被配置为减少光强度直至失去静脉对比，以便确定静脉深度xv的估计值，如上所述。由于组织特性可影响静脉深度，这可作为步骤340之前的短校正过程而被执行。
[0085] 因此，根据步骤360，系统200-4使得IR成像器/投影器200-5在皮肤表面上投影点a和点b（例如，使用高强度有色点），从而临床医生被引导以将导管方向调整为从插入点a沿遵循静脉的直线至点b，如图9b的右上处的插图中所示。为了帮助临床医生形象化该过程，在这两个点处画出垂直于靠近方向的两条线。除了投影高强度点和线之外，还可提供附加的补充视觉和音频信息来指示静脉穿刺（例如，经由扬声器200-6的音频信号、或颜色改变警告）。
[0086] 在导管尖端刺穿皮肤表面之前，还可为导管提供侧面目标定位。导管辨别和引导系统200可被配置为在插入之前为临床医生提供与合适静脉的位置和插入导管的合适方向有关的引导。
[0087] 图11a示出位于皮肤表面1100上的导管210，皮肤表面1100上投影有代表导管210在投影平面上的方向的导管方向线1102。导管方向线1102可如上面关于图6a和6b所讨论的那样确定。在该实施方式中，该线1102从导管210的尖端1103延伸预定距离，以在视觉上指示导管针的方向。该辨别和引导单元200-4
跟踪导管210并随着导管210的移动投影线1102，如箭头M所指示。
[0088] 针对静脉1104，还投影有静脉路径指示。在该实施方式中，静脉路径指示包括一系列点1106。点1106沿着静脉的中线1200定位，如图12a所示，因为哪怕稍许偏离就可能产生不期望的静脉二次穿刺1202（图12b），从而导致内部/外部溢出或者可能导致完全错过静脉（在1204处）。点1106不限于所示的圆形点，也可以是矩形或其它形状。
[0089] 辨别和引导单元200-4被配置为确定与导管210最接近的静脉，并且将这些静脉中的每一个的中线投影为一系列的点1106。用于这些点的精确位置的信号调节被执行以提供恒定且非易失性的表现。也就是说，滤波器可被应用至所计算的点位置，从而避免这些点的可见抖动或不明显的位置
波动。
[0090] 因为中线通常是静脉的最厚部分，故随着更多的光在静脉中线处被静脉吸收，针对静脉采集的图像在静脉中线处容易变暗。为了生成一系列点1106，辨别和引导单元200-4被配置为沿着跟踪线1300对这些点执行处理，在采集的图像中，跟踪线1300与导管方向线1102吻合并从导管尖端1103向前延伸预定长度，如图13a所示。该处理可沿着跟踪线1300对每个像素执行。
[0091] 该处理包括分析垂直于跟踪线1300的一系列间隔的侧线1302的图像像素。侧线1302对称地延伸至跟踪线1300的两侧预定距离。侧线1302可均匀地间隔预定间隔。对于每条侧线1302，辨别和引导单元200-4执行搜索以找出一个或多个足够暗的像素1304并将这些像素认为是静脉中间点。当像素的强度不超过预定强度时，该过程可确定像素足够暗。
所获得的静脉中点随后使用特定颜色投影到皮肤上作为一系列点1106。
[0092] 文中所述的像素强度分析可包括分析任何合适的像素特性，诸如
亮度、照度、
色度、
饱和度等。为像素强度分析选择合适的特性可取决于
光源的特性、或被采集光的特性，等等。
[0093] 对于采集的每个图像
帧，该过程被重复，从而进行实时更新，并且在导管210移动时，新的静脉被检测并它们的中点被投影为一系列点1106。临床医生随后可在选择合适静脉时参照该一系列点1106并随后将导管210对准所选择的静脉。辨别和引导单元200-4可进一步被配置为输出反馈以帮助导管210与指示所选静脉的一系列点1106的对准。反馈可以是可视的、可听的或其组合。例如，点1106的颜色可以改变，附加的视觉对象可被投影，或单元200-4可经由扬声器200-6发出声音。反馈可被配置为在导管210与一系列点1106的对准接近最佳对准时改变。例如，可听音的频率在导管210的对准接近最佳对准时改变。可选地或附加地，当导管210的对准位于最佳对准的阈值内时，视觉指示被增加至图案。
[0094] 导管210与一系列点1106的对准可使用线性回归计算来计算。参照图13a，点1304与跟踪线1300的距离可用于计算误差（使用该距离的平方和）。最佳对准可以是最佳拟合线。可以对该距离应用加权因子，使得靠近导管尖端1103的点1304更有助于计算的误差，因为这些点对于对准来说可能变得更加重要。
[0095] 对于连续反馈，诸如改变频率的
音调，反馈可与计算的误差成比例。对于阈值反馈，诸如增加至图像的视觉指示，反馈可在计算的误差低于阈值误差时被提供。
[0096] 辨别和引导单元200-4可被配置为通过比较点1304之间的向量来在静脉之间进行区别，其中在位置上距离很远的点组或遵循不同路径的点组被认为是不同静脉。因此，上述技术可受到被确定为最接近导管尖端1103的点1304的组的限制。例如，误差计算可被配置为排出不属于最接近导管尖端1103的组的点，从而对准反馈不会过多地受到不打算被选择的静脉的影响。
[0097] 在其它实施方式中，如图11b所示，圆规线1108被包含在通过辨别和引导单元200-4投影在皮肤表面1100上的图像中。圆规线1108是从导管尖端1103朝着静脉1104的中线延伸的视觉指示。投影的图像中包含导管方向线1102，并且可包含或省略该一系列点1106（图11a）。
[0098] 当临床医生移动导管210时，如箭头M指示，导管方向线1102与圆规线1108之间的角度A变化。当角度A接近0度时，即当导管方向线1102和圆规线1108靠近时，可提供反馈，如上所述。因此，临床医生被引导以减少角度A并将导管方向线1102与圆规线1108对准，以将导管方向线1102与静脉1104的中线对齐。
[0099] 辨别和引导单元200-4被配置为根据在导管尖端1103附近检测到的静脉提供圆规线1108。如果两个或更多个静脉被确定为合适地位于导管尖端1103附近，则辨别和引导单元200-4选择具有最大数量暗像素的静脉。
[0100] 圆规线1108可被配置为根据概念上的
重心运转。也就是说，当导管210远离静脉1104时，圆规线1108指向最近的最佳（最暗）静脉，就好像存在重力一样。可对圆规线1108执行信号调节以提供恒定且非易失性的表现。可对圆规线1108的计算的角度应用滤波器，从而避免不明显的角度波动。
[0101] 参照图13b，辨别和引导单元200-4被配置为分析围绕从导管尖端1103延伸的跟踪线1300预定扫描角度B内的扫描区域。在区域内，一组扫描线1308被分析。扫描线1308的数量可被选择为基本覆盖扫描角度B内的所有角度或基本对扫描区域内的所有像素进行
采样。
[0102] 对每个扫描线1308中的图像像素进行强度分析。辨别和引导单位200-4选择具有最大像素数量且具有最小总强度的扫描线1308作为圆规线1108的方向。根据各种方法确定这些像素，诸如强度低于阈值强度的像素的计数，总强度是扫描线上的所有像素的强度的标准化和，等等。
[0103] 已经针对前述实施方式和
变形描述了本发明。其它实施方式和变形也是可能的。例如，虽然结合红外检测器和图像投影器系统200（诸如由克里斯蒂医疗股份有限公司制造并销售的 系统）讨论了优选实施方式，导管辨别和引导的远离可在HUD（头上显示器）或其它类型的血管成像系统中实施。
[0104] 通过详细说明，本发明的许多特征和优点是显而易见的，因此，所附
权利要求打算覆盖落入本发明的真实精神和范围内的本发明的所有这些特征和优点。此外，由于许多
修改和变化对本领域技术人员来说是显而易见的，故不希望将本发明限制为所述和所示的精确结构和操作，因此所有适当修改和等同可被认为落入权利要求的范围。
