超聲圖像引導的系統與基于體積運動的校準方法

超聲圖像引導的系統與基于體積運動的校準方法
【專利摘要】本發明涉及一種超聲圖像引導的系統以及一種用于操作這種系統的基于體積運動的校準方法。所述系統包括一個或多個超聲探頭（20），所述一個或多個超聲探頭能用于生成解剖對象（10）的圖像體積（13i、13j）。所述系統還包括適配器設備（50），所述適配器設備包括至少一個位置傳感器（30），所述適配器設備（50）針對一個使用事件能附接到所述超聲探頭（20）之一。所述至少一個位置傳感器（30）從一個使用事件到另一個使用事件，相對于所述一個或多個超聲探頭（20）處于可變位置。所述系統還包括跟蹤設備（51），所述跟蹤設備能用于生成跟蹤數據（32），所述跟蹤數據表示在坐標系（11）內對所述至少一個位置傳感器（20）的跟蹤；以及超聲成像設備（21），所述超聲成像設備能用于基于所述圖像體積（13i、13j）生成所述解剖對象（10）的成像數據（22）。所述系統還包括計算設備（40），所述計算設備能用于針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動（VM?IB）和基于跟蹤的體積運動（VM?TB）計算校準矩陣（51），來相對于所述至少一個位置傳感器（30）的所述坐標系（11）自動地自校準所述成像數據（22）。所述基于圖像的體積運動（VM?IB）表示從所述成像數據（22）導出的至少兩個圖像體積（13i、13j）的圖像運動。所述基于跟蹤的體積運動（VM?TB）表示從所述跟蹤數據（32）導出的所述圖像體積（13i、13j）的跟蹤運動。
【專利說明】超聲圖像引導的系統與基于體積運動的校準方法
【技術領域】
[0001]本發明涉及一種超聲圖像引導的系統，其包括能用于生成解剖對象的圖像體積的一個或多個超聲探頭。本發明還涉及一種用于操作這種超聲圖像引導的系統的基于體積運動的校準方法以及一種實施這種方法的計算機程序。
【背景技術】
[0002]超聲在過去的幾十年里已開始變成用于介入程序，例如用于微創介入的優選模態。具體范例為程序中跳動心臟的手術及治療。具體而言，超聲圖像引導的介入是非常感興趣的，例如范圍從瓣膜放置到活檢，到消融。在這里超聲圖像能幫助外科醫生或治療師導航或引導臨床器械，例如針或導管。
[0003]這些超聲圖像引導(導航)的系統的主要限制之一為需要預校準的超聲探頭，其中，用于跟蹤的位置傳感器需要被附接到超聲探頭，并且必須執行對系統/超聲探頭的校準，更具體地必須執行超聲探頭與位置傳感器的圖像之間的校準。已顯示該校準確定了整個系統的性能，使得傳感器集成既有挑戰性又昂貴。其要求昂貴的預校準過程，并且系統的工廠制造也是昂貴的。
[0004]例如,US2010/0081920A1公開一種用于超聲和其他成像模態引導的醫學程序的電磁(EM)跟蹤系統。該系統包括電磁(EM)傳感器能夠被可釋放地固定于其上的各種部件的工具集合。所述工具集合包括EM可跟蹤套針、裝配EM傳感器的托架、開槽針導、裝配EM傳感器的適配器、以及外部皮膚標記物。然而，該系統復雜且要求特殊的預校準。這得到相當昂貴的系統。

【發明內容】

[0005]本發明的目的是提供一種較便宜但仍提供醫學介入所需要的可靠結果的超聲圖像引導的系統。另一目的是提供一種用于操作這種系統的基于體積運動的校準方法，以及一種實施這種方法的計算機程序。
[0006]在本發明的第一個方面中，提出一種超聲圖像引導的系統，其包括:一個或多個超聲探頭，所述一個或多個超聲探頭能用于生成解剖對象的圖像體積；以及適配器設備，所述適配器設備包括至少一個位置傳感器。所述適配器設備針對一個使用事件，能附接到所述超聲探頭之一，其中所述至少一個位置傳感器從一個使用事件到另一個使用事件，相對于所述一個或多個超聲探頭處于可變位置。所述系統還包括:跟蹤設備，所述跟蹤設備能用于生成跟蹤數據，所述跟蹤數據表示在坐標系內對所述至少一個位置傳感器的跟蹤；以及超聲成像設備，所述超聲成像設備能用于基于所述圖像體積生成所述解剖對象的成像數據。所述系統還包括計算設備，所述計算設備能用于針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動和基于跟蹤的體積運動計算校準矩陣，來相對于所述至少一個位置傳感器的所述坐標系自動地自校準所述成像數據。所述基于圖像的體積運動表示從所述成像數據導出的至少兩個圖像體積的圖像運動。所述基于跟蹤的體積運動表示從所述跟蹤數據導出的所述圖像體積的跟蹤運動。
[0007]在本發明另一方面中，提出一種用于操作超聲圖像引導的系統的基于體積運動的校準方法，所述超聲圖像引導的系統包括:一個或多個超聲探頭，所述一個或多個超聲探頭能用于生成解剖對象的圖像體積；以及適配器設備，所述適配器設備包括至少一個位置傳感器。所述適配器設備針對一個使用事件，能附接到所述超聲探頭之一。所述至少一個位置傳感器從一個使用事件到另一個使用事件，相對于所述一個或多個超聲探頭處于可變位置。所述方法包括如下步驟:a)生成跟蹤數據，其表示在坐標系內對所述至少一個位置傳感器的跟蹤；b)基于所述圖像體積生成所述解剖對象的成像數據；并且c)針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動和基于跟蹤的體積運動計算校準矩陣，來相對于所述至少一個位置傳感器的所述坐標系自動地自校準所述成像數據。所述基于圖像的體積運動表示從所述成像數據導出的至少兩個圖像體積在所述坐標系內的圖像運動。所述基于跟蹤的體積運動表示從所述跟蹤數據導出的所述圖像體積在所述坐標系內的跟蹤運動。
[0008]在本發明另一方面中，提出一種包括代碼模塊的計算機程序，所述代碼模塊用于當所述計算機程序在計算機上執行時，令所述計算機執行本文公開的方法的步驟。
[0009]本發明的基本思想是使用不精確的適配器設備，結合于特定自動自校準方法，以用于計算校準矩陣。提供一種具有適配器設備的(未校準的)系統或超聲探頭，所述適配器設備具有能附接到或被附接到所述超聲探頭的(一個或多個)位置(跟蹤)傳感器，其中，所述適配器設備能夠被不精確地制造。因此，不需要針對特定超聲探頭提供特殊制造的適配器。所述適配器設備尤其能配合多種不同的超聲探頭(或超聲探頭的類型)。以此方式，提出一種顯著更便宜的更加即插即用的機構(適配器設備)。因此，所述適配器設備能夠被大量制造，例如使用提供微米級可重復性的澆鑄或快速原型制造/打印技術。具體而言，所述適配器設備能夠可移除地能附接到或被附接到所述超聲探頭。具體而言，所述適配器設備和/或超聲探頭能夠適于體內應用或使用。
[0010]包括(一個或多個)所述位置傳感器的不精確制造的適配器設備針對一個使用事件，能附接到或被附接到所述超聲探頭之一。使用事件是指所述適配器設備與所述超聲探頭之一的附接，以及該適配器-探頭組合的使用(例如在諸如微創介入的醫學介入中)。所述適配器設備被設計使得(一個或多個)所述位置傳感器針對一個使用事件到另一個使用事件，相對于所述一個或多個超聲探頭處于或能夠處于可變位置。所述適配器設備的所述位置傳感器相對于所述超聲探頭的定位或布置不需要為可重復的。(一個或多個)所述位置傳感器能夠被集成到所述適配器設備中或被附接到所述適配的設備(例如粘合到所述適配器設備)。或者，(一個或多個)所述位置傳感器能夠被可移除地附接到或集成到所述適配器設備(例如，使用具有(一個或多個)所述位置傳感器的單獨的可移除部分)。
[0011]在一個范例中，一個適配器設備從一個使用事件到另一個使用事件，能附接到或被附接到所述超聲探頭中確切的一個。然而，從所述一個使用事件到其他使用事件，由于所述適配器設備的不精確制造，例如由于容差，(一個或多個)所述位置傳感器相對于這一個超聲探頭處于可變位置。
[0012]在另一個范例中，所述適配器設備針對第一使用事件，能附接到或被附接到第一超聲探頭，并且針對第二使用事件，能附接到或被附接到第二、不同的超聲探頭。由于所述適配器設備的不精確制造(例如，容差)，從所述第一使用事件到所述第二使用事件，相比較于所述第一超聲探頭，(一個或多個)所述位置傳感器相對于所述第二超聲探頭處于可變位置。換言之，相比較針對所述第一使用事件的(一個或多個)所述位置傳感器的位置，針對所述第二使用事件，(一個或多個)所述位置傳感器處于另一個位置。
[0013]然而，由于根據本發明使用特殊的自動自校準，在所述(未校準的)系統中使用不精確制造的適配器設備仍然起作用。該自動自校準針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動和基于跟蹤的體積運動計算校準矩陣，來相對于(一個或多個)所述位置傳感器自動地自校準所述成像數據。所述基于圖像的體積運動表示從所述成像數據導出的至少兩個圖像體積在所述坐標系內的圖像運動。所述基于跟蹤的體積運動表示從所述跟蹤數據導出的所述圖像體積在所述坐標系內的跟蹤運動。自動自校準意指不再需要執行特殊的預校準(例如使用模型)。在所述系統的使用期間(例如處置或外科手術期間)以任意方式生成的所述跟蹤數據和成像數據能夠用于該校準。具體而言，能夠在自身介入(例如外科手術)期間執行所述自校準。所述自校準無需來自用戶(例如醫生)的手動輸入而發生。所述校準無需改變現有的臨床工作流程而發生。因此所述不精確適配器的使用，結合于所述自動自校準方法，簡化了臨床工作流程。
[0014]在從屬權利要求中限定了本發明的優選實施例。應理解，要求保護的基于體積運動的校準方法或計算機程序具有與要求保護的超聲圖像引導的系統相似和/或相同的優選實施例，如在從屬權利要求中所限定的。
[0015]在一個實施例中，在所述計算設備相對于所述至少一個位置傳感器的所述坐標系自動地自校準所述成像數據之前，所述系統為未校準的。因此，所述系統在所述使用事件之前能夠為未校準的。在該情況中，所計算的校準矩陣為初始校準矩陣。這意味著，之前沒有針對該特定超聲探頭計算校準矩陣。
[0016]在另一個實施例中，所述適配器設備能重復用于多個使用事件。這降低了所述系統的成本。
[0017]在另一實施例中，其中，所述適配器設備為硬殼，所述硬殼具有被集成在其中或被附接到其上的至少一個位置傳感器。這提供了魯棒的適配器設備。
[0018]在該實施例的變型中，所述硬殼被分成適于彼此夾緊的至少兩個部分。這提供了可移除的適配器設備，這尤其可重復用于多個使用事件。
[0019]在備選實施例中，所述適配器設備為彈性管。這提供最佳安裝于所述超聲探頭的適配器設備。
[0020]在該實施例的變型中，所述彈性管被熱收縮在所述超聲探頭上。這提供將所述適配器設備附接到所述超聲探頭的容易且可靠的方式。
[0021] 在另一個備選實施例中，所述適配器設備為無彈性預成型管。這提供了魯棒的適配器設備。
[0022]在該實施例的變型中，所述預成型管具有內部粘膠層。這提供將所述適配器設備附接到所述超聲探頭的容易且可靠的方式。
[0023]在另一實施例中，每個圖像體積均為所述解剖對象的基線圖像體積的不同子集。例如，所述基線圖像體積能夠為心臟的完整超聲體積掃描。
[0024]在另一實施例中，所述基于圖像的體積運動被計算為相對于第二圖像體積在所述坐標系內的圖像位置的第一圖像體積在所述坐標系內的圖像位置的函數。備選地或累積地，所述基于跟蹤的體積運動被計算為如由所述跟蹤數據表示的第一圖像體積在所述坐標系內的跟蹤位置和如由所述跟蹤數據表示的第二圖像體積在所述坐標系內的跟蹤位置的函數。
[0025]在該實施例的變型中，所述基于圖像的體積運動的計算包括所述第一圖像體積與所述第二圖像體積的配準，尤其是配準到所述解剖對象的基線圖像體積。備選地或累積地，所述基于跟蹤的體積運動的計算包括作為所述第一圖像體積在所述坐標系內的跟蹤位置、所述第二圖像體積在所述坐標系內的跟蹤位置以及所述校準矩陣的函數的，所述第一體積圖像與所述第二體積圖像之間的配準變換。
[0026]在另一變型中，所述基于圖像的體積運動的計算包括針對所述解剖對象在所述坐標系內的移動的補償。
[0027]在另一個實施例中，所述跟蹤數據和所述成像數據是同時生成的。具體而言，所述解剖對象的多個圖像體積，以及跟蹤信號的多個讀數(經由至少一個位置傳感器)能夠同時生成，其中，所述跟蹤信號的每個讀數對應于所生成的圖像體積。數目可以對應于所述超聲探頭的不同姿態的數目。以此方式，提供多個運動對，所述多個運動對之后能夠用于所述校準矩陣的計 算。
[0028]在另一個實施例中，所述計算設備能用于通過使用所述基于跟蹤的體積運動和所述基于圖像的體積運動求解線性方程，來計算所述校準矩陣。具體而言，能夠使用所述線性方程，使所述基于跟蹤的體積運動和所述基于圖像的體積運動相同，因為運動的量應是相同的。使用這種線性方程提供閉型解和快速校準。與例如非線性優化方法相比較，所述計算不能被困在局部最小值。在該實施例的變型中，使用對偶四元數求解所述線性方程。
[0029]在另一實施例中，所述校準矩陣表示所述圖像體積與所述至少一個位置傳感器之間的空間關系。
[0030]在另一個實施例中，所述至少一個位置傳感器為電磁傳感器并且所述跟蹤設備為電磁跟蹤設備。在備選實施例中，所述至少一個位置傳感器為光學傳感器并且所述跟蹤設備為光學跟蹤設備。也能夠使用任意其他合適類型的位置傳感器與跟蹤系統，例如FOSSL傳感器與跟蹤系統或者RFID傳感器與跟蹤系統。
[0031 ] 在另一實施例中，所述計算設備還能用于執行對從所述自動自校準導出的所述校準矩陣的驗證測試，所述驗證測試包括對所述基于圖像的體積運動與所述基于跟蹤的體積運動之間的絕對偏差的測試。這在醫學介入期間，例如在手術程序(例如心臟程序)期間提供對所述超聲探頭的術中質量控制，更具體而言提供校準。具體而言，對所述校準矩陣的驗證能夠被連續地測試。如果在任一點，所述校準矩陣因任何原因變得無效，則可以通過所述系統發出警示。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0032]本發明的這些及其他方面將從后文描述的(一個或多個)實施例變得顯而易見，并參考后文描述的(一個或多個)實施例得以闡明。在以下附圖中:
[0033]圖1圖示根據本發明的超聲圖像引導的系統的示范性實施例；
[0034]圖2圖示在本領域已知的解剖對象的兩(2)個圖像體積的示范性體積運動；
[0035]圖3a圖示根據本發明的系統的適配器設備的第一實施例；[0036]圖3b圖示根據本發明的系統的適配器設備的第二實施例；
[0037]圖4圖示根據本發明的超聲圖像引導的系統的示范性操作；
[0038]圖5圖示了流程圖，其表示根據本發明的第一實施例的基于體積運動的校準方法;
[0039]圖6圖示了流程圖，其表示根據本發明的基于圖像的體積運動計算方法的示范性實施例；
[0040]圖7A和圖7B圖示了流程圖，其表示根據本發明的基于圖像的配準方法的兩(2)個示范性實施例；
[0041]圖8圖示了流程圖，其表示根據本發明的心臟運動建模方法的第一示范性實施例；
[0042]圖9圖示了流程圖，其表示根據本發明的基于跟蹤的體積運動計算方法的示范性實施例；
[0043]圖10圖示根據本第二實施例的超聲圖像引導的系統的示范性操作；
[0044]圖11圖示了流程圖，其表示根據第二實施例的基于體積運動的校準方法；
[0045]圖12圖示了流程圖，其表示校準閾值計算方法的示范性實施例；
[0046]圖13圖示根據本發明的超聲圖像引導的系統或基于體積運動的校準方法在臨床環境中的示范性操作；并且
[0047]圖14a和圖14b每個圖示了利用根據本發明的系統或方法獲得的結果。
【具體實施方式】
[0048]圖1圖示了超聲圖像引導的系統的示范性實施例。所述系統采用超聲成像系統、跟蹤系統和計算設備40。
[0049]出于本發明的目的，所述超聲成像系統在本文中被廣泛定義為包括以下內容的任意系統:一個或多個超聲探頭20，其能用于或在結構上被配置為在坐標系內生成解剖對象(例如心臟10)的圖像體積；以及超聲成像設備21，其能用于或在結構上被配置為基于所述圖像體積(處理所述圖像體積)生成解剖對象的成像數據22。具體而言，每個圖像體積能夠為所述解剖對象的基線圖像體積的不同子集。所述超聲成像系統尤其能夠使用3D經食道回波(“TEE”)探頭。在一個實施例中，由Philips Healthcare商業出售的iEEE智能回波系統可以充當超聲成像系統。然而，能夠使用任意其他合適的超聲成像系統。
[0050]出于本發明的目的，所述跟蹤系統在本文中被廣泛定義為包括以下內容的任意系統:適配器設備50，其包括至少一個位置傳感器30 ;以及跟蹤設備，其能用于或在結構上被配置為生成跟蹤數據32，跟蹤數據32表示在坐標系內對至少一個位置傳感器30的跟蹤(在所述坐標系內跟蹤(一個或多個)位置傳感器30)。適配器設備50針對一個使用事件，能附接到或被附接到超聲探頭20之一。使用事件是指適配器設備30與所述超聲探頭之一的附接以及該適配器-探頭組合的使用。適配器設備30被設計為使得至少一個位置傳感器30從一個使用事件到另一個使用事件，相對于所述一個或多個超聲探頭處于可變位置。因此，所述適配器設備能夠被不精確地制造。所述跟蹤系統的范例包括，但不限于，任意類型的電磁跟蹤系統以及任意類型的光學跟蹤系統，例如形狀感測。在一個實施例中，由NDI商業出售的Airnrni?電磁跟蹤系統可以充當電磁跟蹤系統。然而，能夠使用任意其他合適的跟蹤系統。
[0051]圖3a圖示了適配器設備的第一實施例并且圖3b圖示了適配器設備的第二范例。在圖3a的實施例中，適配器設備50為硬殼，其具有被集成在其中或被附接到其上的兩個位置傳感器30。在圖3a和圖3b的實施例中，位置傳感器30為電磁(EM)傳感器。圖3a中所示的硬殼被分成適于彼此夾緊的兩個部分。能夠保持該兩個部分分開放置在超聲探頭20上，并之后將它們彼此夾緊。以此方式，所述適配器設備完全包裹住所述超聲探頭。適配器設備50和超聲探頭20適于體內應用或使用。在圖3b的實施例中，適配器設備50為彈性管。所述彈性管被熱收縮在聲音探頭20上。
[0052]出于本發明的目的，計算設備40在本文中被廣泛定義為任意這樣的設備，其能用于或在結構上被配置為針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動和基于跟蹤的體積運動計算校準矩陣，來相對于至少一個位置傳感器30的坐標系，自動地自校準成像數據22。這能夠在計算設備40的校準單元41中得以執行，如在圖1中圖示的。計算設備40還能用于將所述圖像體積配準到解剖對象10的所述基線圖像體積(例如心臟10的完整US體積)。為此，由計算設備40利用校準矩陣作為轉換所述坐標系中的圖像體積的體素的坐標的變換，以用于跟蹤位置傳感器30。換言之，校準矩陣表示所述圖像體積與至少一個位置傳感器30之間的空間關系。 [0053]為了便于理解所述校準矩陣，圖2圖示坐標系11 (例如跟蹤坐標系)內解剖對象的基線圖像體積12 (例如心臟的完整US體積掃描)。超聲探頭20 (圖1)用于依次生成體積圖像13i和體積圖像13j，并且隨著由探頭20生成體積圖像13，位置傳感器30 (圖1)在坐標系11內被跟蹤。實踐中，體積圖像13可以交疊，但在圖2中出于清楚示出每個個體體積圖像13的目的，體積圖像13是隔離的。
[0054]所述校準矩陣提供將圖像體積13中的體素的坐標轉換到坐標系11中的變換。這使得圖像體積13能夠被映射到所述坐標系中，以用于圖像重建。針對自動自校準，計算設備40測量來自兩個源的圖像體積13之間的運動14。第一個源為圖像體積13的圖像運動，并且第二個源為圖像體積13的跟蹤運動。由此，測量來自兩個源的圖像體積運動:a)基于圖像的體積運動和(b )基于跟蹤的體積運動。所述基于圖像的體積運動因此表示從所述成像系統導出的至少兩個體積的圖像運動，并且所述基于跟蹤的體積運動表示所述圖像體積的跟蹤運動。
[0055]現在將在本文中提供對圖4至圖9的描述，以提供對根據本發明的自動自校準的更詳細解釋。
[0056]圖4圖示了所述超聲圖像引導的系統的各個示范性操作狀態。首先是用于經由探頭20 (圖1)生成解剖對象(例如心臟10)的N個圖像體積61的體積成像狀態60，以及用于經由位置傳感器30 (圖1)獲得跟蹤信號71的N個讀數的傳感器跟蹤狀態70，其中，跟蹤信號71的每個讀數對應于生成的圖像體積61。這對應于成像數據22的生成以及對應于跟蹤數據32的生成。該數據之后用于自校準狀態50，如在圖4中所示。在自校準狀態50中，通過使用基于圖像的體積運動和基于跟蹤的體積運動計算校準矩陣51，來執行針對該使用事件，相對于坐標系11對成像數據22的自動自校準。校準矩陣51尤其能夠為初始校準矩陣。校準矩陣51的準確度對于經由跟蹤信號在所述坐標系內定位每個圖像體積是至關重要的。通過由計算設備40執行的基于體積運動的校準方法實施狀態50，如聯系對圖5至圖9的描述在本文中進一步解釋的。
[0057]圖5圖示了流程圖100，其表示所述基于體積運動的校準方法的一個實施例。流程圖100的階段SlOl包括計算設備40對基于圖像的體積運動VMib的計算，并且流程圖100的階段S102包括由計算設備40對基于跟蹤的體積運動VMtb的計算。出于本發明的目的，基于圖像的體積運動VMib在本文中被廣泛定義為從圖像體積61的成像數據22 (圖1)導出的,坐標系(例如圖2中所示的坐標系11)的解剖對象的圖像體積61 (圖4)之間的任意運動，并且基于跟蹤的體積運動VMtb在本文中被廣泛定義為從跟蹤數據32 (圖1)導出的，所述坐標系內的所述解剖對象的圖像體積61之間的任意運動。流程圖100的階段S103包括使用基于圖像的體積運動VMib以及基于跟蹤的體積運動VMtb的初始校準矩陣計算。具體而言，能夠通過將基于運動的校準問題以方程表示為線性方程AX=BX,來計算所述校準矩陣，其中，X為所述校準矩陣(例如從超聲圖像空間US到傳感器空間S的校準變換，由X=Ts.us表示)，A代表基于跟蹤的體積運動VMtb (例如從姿態2到姿態I的運動，由A=
表不)，并且B代表基于圖像的體積運動(例如從超聲圖像US2到位直超聲圖像USl的運動，由B=Tus1.US2表示，其中，USi對應于姿態i)。具體而言，能夠使用線性方程使基于跟蹤的體積運動VMtb和基于圖像的體積運動VMib相等，因為運動的量應是相同的。使用這樣的線性方式提供了閉型解和快速校準。與例如非線性優化方法相比較，所述計算不會被困在局部最小值。在該實施例的變型中，使用對偶四元數求解所述線性方程。
[0058]在一個范例中，能夠使用對偶四元數求解所述線形方程。這種對偶四元數例如在 Daniilisdis K 的〈〈Hand-eye calibration using dual quaternion)) (The Int.J.0fRobotics Research, 18 (3):第 286-298 頁，1999 年)中得以描述。
[0059]示范性的計算算法例如能夠包括:提供運動對ApBi ;提供運動的螺紋表示(screwrepresentation)(使用運動對Ai'Bi),其得到矩陣T=[S1，……，Sn];執行對矩陣T的奇異值分解；并且將校準矩 陣X提供為奇異值分解的函數，X=f (SVD)。
[0060]圖6圖示了流程圖110，其表示可以在階段SlOl (圖5)中執行的基于圖像的體積運動計算方法。該方法涉及處理圖像體積(例如圖2中所示的圖像體積13)的對(i，j)。具體地，流程圖110的階段Slll包括圖像體積61a和圖像體積61b在坐標系(例如圖2中所示的坐標系11)內的位置的確定，并且流程圖110的階段S112包括基于對解剖對象(例如心臟10)的運動的建模，對圖像體積61a和61b所確定的位置的運動補償。
[0061]在階段Slll (圖6)的一個實施例中，如圖7A中所示的流程圖120包括階段S121，階段S121包括經由已知的基于圖像的剛性或可變形配準以及已知的優化度量(例如互信息、交叉相關等)，對圖像體積61a和61b的對(i，j)進行基于圖像的配準。流程圖120還包括階段S122，階段S122包括利用對圖像體積61a和61b的配準，以確定相對于圖像體積61b在所述坐標系內的位置VLji,圖像體積61a在所述坐標系內的位置VLn。
[0062]在階段Slll (圖6)的備選實施例中，如圖7B中所示的流程圖130包括階段S131，階段S131包括圖像體積61a和61b的對(i，j)與所述解剖對象的基線圖像體積62 (例如完整US圖像)的基于圖像的配準。可以經由基于圖像的剛性或可變形配準和已知的優化度量(例如互信息、交叉相關等)執行這些配準。流程圖130還包括階段S132，階段S132包括利用對圖像體積61a與基線圖像體積62的配準，以確定在所述坐標系內相對于基線圖像體積62，圖像體積61a的位置VLiitl類似地，圖像體積61b與基線圖像體積62的配準用于確定在所述坐標系內，相對于基線圖像體積62，圖像體積61b的位置VLji。這方便了確定在所述坐標系內相對于圖像體積61b的位置VLji,圖像體積61a的位置VLiitl
[0063]在階段S112 (圖6)的一個實施例中，如圖8中所示的流程圖140包括階段S141，階段S141包括對解剖對象在所述坐標系內的運動的預測。例如，在所述解剖對象為心臟10時，利用針對心臟相位的心電圖信號82、針對呼吸相位的胸帶信號83、以及任意其他額外的感測信號以預測心臟10在所述坐標系內的運動的已知學習算法能夠被使用。流程圖140還包括階段S142，階段S142包括質量圖像控制，其涉及經由解剖對象的預測運動，對圖像體積61a和61b進行運動補償。在所述解剖對象為心臟10的一個實施例中，出于質量控制的目的，由階段S113 (圖6)專門利用經由ECG信號82對應于心臟10的舒張期的圖像體積61，并且階段S103 (圖5)將僅處理這些所選的圖像體積61的體積運動。請注意，該選擇假設呼吸運動為最小的。
[0064]在備選實施例中，出于質量控制的目的，由階段S113 (圖6)專門利用當呼吸相位和心臟相位回到相同循環時的時間間隔處的圖像體積61，并且S103 (圖5)將僅處理這些選擇的圖像體積61的體積運動。
[0065]返回參考圖6，流程圖110的階段S113包括將基于圖像的體積運動VMib計算為相對于圖像體積61b在所述坐標系內的位置VLji的圖像體積61a在所述坐標系內的位置VLii的函數，如本領域已知的。所計算的基于圖像的體積運動VMib在初始校準矩陣計算期間由階段S103 (圖5)實施。
[0066]圖9圖示了流程圖150，其表示基于跟蹤的體積運動計算方法，該方法可以在階段S102 (圖5)期間被執行。流程圖150的階段S151包括經由跟蹤信號71a和校準矩陣51，確定體積圖像61a在所述坐標系內的位置VLit,如本領域已知的。所確定的圖像體積61a的位置VLit可以利用所述解剖 對象的所述基線圖像體積的位置得以證實。
[0067]流程150的階段S152包括經由跟蹤信號71b和校準矩陣51確定圖像體積61b在所述坐標系內的位置VLjt,如本領域已知的。所確定的圖像體積61b的位置VLjt可以利用所述解剖對象的所述基線圖像體積的位置得以證實。
[0068]流程圖150的階段S153包括將基于跟蹤的體積運動VMtb計算為相對于體積61b在所述坐標系內的位置VLjt,圖像體積61a在所述坐標系內的位置VLit的函數，如本領域已知的。在一個實施例中，可以如本領域已知的，在階段S153期間，執行基于圖像體積61a的位置VLit、體積61b的位置VLjt以及校準矩陣51的圖像體積61a和61b之間的配準變換。該計算的基于跟蹤的體積運動VMtb在初始校準矩陣計算期間，由階段S103 (圖5)實施。
[0069]圖14a和圖14b每個圖示了利用上文描述的所述超聲圖像引導的系統和/或所述基于體積運動的校準方法獲得的結果。通過使用具有基準標志物的心臟模擬對象的視覺探查和量化驗證，獲得校準的性能的結果，已簡單地測試所述系統/方法的性能。這些標記物被定位在計算機斷層攝影圖像與超聲圖像兩者中，并且之后計算校準驗證度量，所述校準驗證度量包括單一標記物在多次測量上的點模糊度(blowing),如圖14b中所示，以及多個標記物的距離準確度，如圖14a中所示。由于硬模擬對象的高質量計算機斷層攝影圖像，這些標記物在計算機斷層攝影圖像中的位置被用作黃金標準。如從圖14a和圖14b中能夠看出，結果是:所述校準的性能非常準確。
[0070]圖10至圖12圖示根據本發明的所述系統與方法的另一個(第二)實施例。該實施例基本上對應于上文描述的第一實施例，除了與所述校準矩陣的有效性測試相組合。通過自動自校準計算的所述校準矩陣可能因多種原因而變得不準確，例如不可預料的場失真、位置傳感器30相對于探頭20的意外物理移動以及位置傳感器30的部分故障。為了測試所述校準矩陣的有效性，計算設備40再次測量來自兩個源的圖像體積13之間的運動14、基于圖像的體積運動以及基于跟蹤的體積運動。
[0071]現在將在本文中提供對圖10至圖12的描述，以提供對所述校準矩陣的有效性測試的更詳細解釋。[0072]圖10圖示如參考圖4解釋的超聲圖像引導的系統的操作狀態。進一步地，所述系統從自校準狀態50移動到校準矩陣驗證狀態80。校準矩陣51的準確度對于經由跟蹤信號71在所述坐標系內定位每個圖像體積61來說是至關重要的。因此，校準驗證狀態80利用圖像體積61和跟蹤信號71，以證實所述校準矩陣的有效性。鑒于無效校準矩陣，狀態80繼續進行到校準警報狀態90。能夠通過由計算設備40執行的校準矩陣驗證測試方法，實施狀態80，如在本文中聯系對圖11至圖12的描述進一步解釋的。
[0073]圖11圖示了流程圖200，其表示根據本發明的所述校準方法與校準矩陣驗證測試方法相組合的第二實施例。步驟S101、S102和S103對應于參考圖4所解釋的步驟。額外地，流程圖200的階段S104包括計算設備40對基于圖像的體積運動VMib進行另一計算，并且流程圖100的階段S105包括計算設備40對基于跟蹤的體積運動VMtb進行另一計算。
[0074]流程圖100的階段S106包括基于圖像的體積運動VMib與基于跟蹤的體積運動VMtb之間的絕對偏差對相對于校準閾值CT的測試。如果所述絕對偏差小于校準閾值CT，則流程圖200的階段S107包括對所述校準矩陣的有效驗證，這方便了圖像體積61的連續生成。相反，如果所述絕對偏差不小于校準閾值CT，則流程圖200的階段S108包括所述校準矩陣的無效驗證，這方便了對于圖像體積61的可能失真或不準確的警報。
[0075]在階段S107和S108的一個示范性實施例中，實時校準警報被停止，因為圖像體積61是利用有效校準矩陣生成的，并且實時校準警報被激活為一旦驗證所述校準矩陣的無效時的對圖像體積61的可能失真或不準確的警報。在階段S108的示范性實施例中，所述解剖對象的區域圖被顯示為對與所述區域圖相關聯的圖像體積61的可能失真或不準確的警報。在階段S107和S108的另一個示范性實施例中，可以顯示所述解剖對象的圖，通過將所述圖中相關聯于無效校準矩陣的(一個或多個)區域與所述圖中相關聯于有效校準矩陣的(一個或多個)區域區分開來，以提供對與(一個或多個)無效區域相關聯的圖像體積61的可能失真或不準確的警報。
[0076]圖12圖示了流程圖210，其表示校準閾值計算方法。流程圖210的階段211包括對所述校準矩陣的可能準確度邊際的計算。隨機誤差信息54能夠與所述跟蹤系統相關聯，已知統計學準確度數據55與術前校準過程相關聯，并且圖像配準準確度數據56可以用于計算所述可能準確度邊際。流程圖200的階段S212包括將校準閾值CL計算為所計算的可能準確度邊際以及與所述系統的應用相關聯的期望準確度邊際的函數。
[0077]圖13圖示在臨床環境中，根據本發明的所述超聲圖像引導的系統或所述基于體積運動的校準方法的示范性操作。操作性地，提供或制造超聲探頭20，并且提供或制造適配器設備50 (具體而言，是如前文描述的所述超聲探頭和適配器設備)。之后開始外科手術。在外科手術剛開始時(臨近手術時)，將適配器設備50附接到超聲探頭20。因此，本文公開的(不精確制造的)適配器設備50能夠恰好在外科手術之前被(不準確地)附接到超聲探頭20。該適配器設備例如能夠為被夾緊在超聲探頭上，并且結合圖3a描述的硬殼。之后在患者上執行適配器設備/超聲探頭組合的正常使用，由此生成圖像數據和跟蹤數據。該數據之后在術中用于相對于位置傳感器自動地自校準所述系統或超聲探頭。該經校準的超聲探頭與適配器(適配器設備-超聲探頭)之后用于在外科手術期間，對外科器械(例如針或導管)進行導航和引導。在術中，所述校準矩陣能夠被驗證用于質量監控。具體而言，所述適配器設備和超聲探頭在該情況中適于體內應用或使用。針對外科手術，外科器械能夠被置于超聲圖像/體積內部。或者，外科器械能夠在超聲圖像/體積外部，并且具體而言能夠用于規劃和瞄準。
[0078]盡管已在附圖和前文的描述中詳細說明并描述了本發明，但這樣的說明和描述應被認為是說明性或示范性的，而非限制性的；本法不限于所公開的實施例。通過研究附圖、說明書以及權利要求書，本領域技術人員在實施要求保護的本發明時，能理解并實現對所公開實施例的其他變型。
[0079]在權利要求中，詞語“包括”不排除其他元件或步驟，并且量詞“一”或“一個”不排除多個。單個元件或其他單元可以完成權利要求中記載的若干項目的功能。互不相同的從屬權利要求中記載了特定措施并不指示不能有利地使用這些措施的組合。
[0080]計算機程序可以存儲/分布在適當的介質上，所述介質例如是與其他硬件一起供應或作為其他硬件的部分供應的光學存儲介質或固態介質，但計算機程序也可以以其他形式分布，例如經由因特網或其他有線或無線的遠程通信系統。
[0081 ] 權利要求書中的任何 附圖標記均不得被解釋對為范圍的限制。
【權利要求】
1.一種超聲圖像引導的系統，所述系統包括: -一個或多個超聲探頭(20)，其能用于生成解剖對象(10)的圖像體積(131、13j)； -適配器設備(50)，其包括至少一個位置傳感器(30)，所述適配器設備(50)針對一個使用事件能附接到所述超聲探頭(20 )之一，其中，所述至少一個位置傳感器(30 )從一個使用事件到另一個使用事件，相對于所述一個或多個超聲探頭(20)處于可變位置； -跟蹤設備(51)，其能用于生成跟蹤數據(32)，所述跟蹤數據表示在坐標系(11)內對所述至少一個位置傳感器(20)的跟蹤； -超聲成像設備(21)，其能用于基于所述圖像體積(131、13j)生成所述解剖對象(10)的成像數據(22);以及 -計算設備(40)，其能用于針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動(VMib)和基于跟蹤的體積運動(VMtb)計算校準矩陣(51 )，來相對于所述至少一個位置傳感器(30)的所述坐標系(11)自動地自校準所述成像數據(22)， 所述基于圖像的體積運動(VMib)表示從所述成像數據(22)導出的至少兩個圖像體積(131、13j)的圖像運動， 所述基于跟蹤的體積運動(VMtb)表示從所述跟蹤數據(32)導出的所述圖像體積(131、13j)的跟蹤運動。
2.如權利要求1所述的系統，其中，在所述計算設備(40)相對于所述至少一個位置傳感器(30 )的所述坐標系 (11)自動地自校準所述成像數據(22 )之前，所述系統為未校準的。
3.如權利要求1所述的系統，其中，所述適配器設備(50)能重復用于多個使用事件。
4.如權利要求1所述的系統，其中，所述適配器設備(50)為硬殼，所述硬殼具有被集成在其中或被附接到其的所述至少一個位置傳感器(30 )。
5.如權利要求4所述的系統，其中，所述硬殼被分成適于彼此夾緊的至少兩個部分。
6.如權利要求1所述的系統，其中，所述適配器設備(50)為彈性管。
7.如權利要求6所述的系統，其中，所述彈性管被熱收縮在所述超聲探頭上。
8.如權利要求1所述的系統，其中，所述適配器設備(50)為無彈性預成型管。
9.如權利要求8所述的系統，其中，所述預成型管具有內部粘膠層。
10.如權利要求1所述的系統，其中，所述基于圖像的體積運動(VMib)被計算為相對于第二圖像體積(13 j )在所述坐標系(11)內的圖像位置(VLji)的第一圖像體積(13i )在所述坐標系(11)內的圖像位置(VLii)的函數，和/或其中，所述基于跟蹤的體積運動(VMtb)被計算為如由所述跟蹤數據(32)表示的第一圖像體積(13?)在所述坐標系(11)內的跟蹤位置(VLit)和如由所述跟蹤數據(32)表示的第二圖像體積(13j)在所述坐標系(11)內的跟蹤位置(VLjt)的函數。
11.如權利要求1所述的系統，其中，所述計算設備(40)能用于通過使用所述基于跟蹤的體積運動和所述基于圖像的體積運動求解線性方程，來計算所述校準矩陣。
12.如權利要求1所述的系統，其中，所述至少一個位置傳感器(30)為電磁傳感器并且所述跟蹤設備(51)為電磁跟蹤設備。
13.如權利要求1所述的系統，所述計算設備(40)還能用于執行對從所述自動自校準導出的所述校準矩陣(51)的驗證測試，所述驗證測試包括對所述基于圖像的體積運動(VMib)與所述基于跟蹤的體積運動(VMtb)之間的絕對偏差的測試。
14.一種用于操作超聲圖像引導的系統的基于體積運動的校準方法，所述系統包括:一個或多個超聲探頭(20)，所述一個或多個超聲探頭能用于生成解剖對象(10)的圖像體積(131、13j);以及適配器設備(50)，所述適配器設備包括至少一個位置傳感器(30)，所述適配器設備(50 )針對一個使用事件能附接到所述超聲探頭(20 )之一，其中，所述至少一個位置傳感器(30 )從一個使用事件到另一個使用事件相對于所述一個或多個超聲探頭(20 )處于可變位置，所述方法包括如下步驟: a)生成跟蹤數據(32)，其表示在坐標系(11)內對所述至少一個位置傳感器(30)的跟蹤; b)基于所述圖像體積(131、13j )生成所述解剖對象(10)的成像數據(22);并且 c)針對每個使用事件，通過使用基于圖像的體積運動(VMib)和基于跟蹤的體積運動(VMtb)計算校準矩陣(51)，來相對于所述至少一個位置傳感器(30)的所述坐標系(11)自動地自校準所述成像數據(22)， 所述基于圖像的體積運動(VMib)表示從所述成像數據(22)導出的至少兩個圖像體積(131、13j)在所述坐標系(11)內的圖像運動， 所述基于跟蹤的體積運動(VMtb)表示從所述跟蹤數據(32)導出的所述圖像體積(131、13j )在所述坐標系(11)內的跟蹤運動。
15.一種包括程序代碼模塊的計算機程序，所述程序代碼模塊用于當所述計算機程序在計算機上執行時，令所述計算機`執行如權利要求14所述的方法的步驟。
【文檔編號】A61B8/00GK103648397SQ201280031580
【公開日】2014年3月19日 申請日期:2012年6月21日 優先權日:2011年6月27日
【發明者】A·K·賈殷, D·A·斯坦頓, C·S·霍爾 申請人:皇家飛利浦有限公司