CN104936546A - 在超声引导的医学流程中调节聚焦区的方法及采用所述方法的系统 - Google Patents

在超声引导的医学流程中调节聚焦区的方法及采用所述方法的系统 Download PDF

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Abstract

一种在对象被设置在生物组织内的感兴趣区域内时跟踪对象的位置的方法及系统，关于跟踪坐标系确定对象的位置；生成感兴趣区域的声学图像，所述声学图像关于不同于跟踪坐标系的声学图像坐标系而被生成；将对象的位置从跟踪坐标系变换到声学图像坐标系；并且响应于所述对象关于声学图像坐标系的位置而自动调节声学图像的至少一个图像分辨率参数。

Description

在超声引导的医学流程中调节聚焦区的方法及采用所述方法的系统
技术领域
本发明涉及一种声学成像系统及方法，并且具体而言涉及一种用于在超声引导的医学流程期间自动调节声学成像系统的聚焦区的系统及方法。
背景技术
在声学成像中，分辨率是指声学成像装置区分彼此空间或时间分离的两个对象的能力。已知声学图像质量(或分辨率)主要取决于四个因素：轴向、横向、仰角及时间分辨率。例如参见M.Peikari等人的“Effects ofUltrasound Section-Thickness on Brachytherapy Needle Tip LocalizationError”，14TH INTERNATIONAL CONFERENCE ON MEDICAL IMAGE COMPUTING ANDCOMPUTER-ASSISTED INTERVENTION(MICCAI),2011。图1A图示了声学成像装置中的轴向、横向及仰角方向之间的关系。如图1B中图示的，轴向分辨率取决于声学成像装置区分位于平行于声学波束的方向的不同深度处的两个对象的能力。轴向分辨率取决于声学脉冲长度(一般而言，其大体上等于脉冲长度的一半)。如图1C中图示的，横向分辨率是指声学成像装置区分并列放置并且垂直于声学波束的两个对象的能力。横向分辨率取决于邻近元波束之间的距离(即，波束宽度)。如图1D中图示的，仰角分辨率是声学切片厚度。最后，时间分辨率是指声学成像装置的帧速率。
总体而言，声学成像装置具有用于调节这样的图像分辨率参数的若干比例。当声学波束从(一个或多个)声学换能器被发出时，其具有窄的宽度，但是宽度不是在图像的全部深度处的均匀宽度。相反地，其聚集在“聚焦区”的点处，并且当其向远侧前进时变得更宽。聚焦区是声学波束的最细部分。
如例如能够在图2中看到的，深度以及波束焦点设置的优化在声学图像的质量中造成大的差异(参见T.K.Chen等人的“A Real-Time FreehandUltrasound Calibration System with Automatic Accuracy Feedback andControl”，Ultrasound in Med.&Biol.，第35卷，1号，第79至93页(2009年))。具体而言，图2图示了轴向分辨率和横向分辨率在声学图像中的尼龙线的横断面的外观上的效果。轴向分辨率不随着图像深度而改变；然而，点的横向宽度直接与横向分辨率成比例。
通常，在诸如短程治疗的超声引导的医学流程中，医师在显示屏或监视器上视觉定位针端部(或导管端部)的当前位置。此外，医师当执行诸如针对前列腺和肝脏的活检流程的其他医学流程时，可以在显示屏或监视器上视觉定位针的当前位置。针端部表现为在显示屏上的图像中的明亮斑点。对针的准确定位由于声学图像中的存在的伪影而是具有挑战的问题。已经示出，声学图像可以包含由平面内(轴向及横向波束轴)以及正交于平面(仰角波束宽度)的声学波束形成两者导致的多个伪影。
对成像参数的适当调节能够帮助降低伪影，并且作为结果，降低针端部的定位中的错误。尤其是，为了降低这样的图像伪影，应当调节聚焦区(声学波束的最窄部分)，以将所述区聚焦在针端部的确切位置处。
目前，这样的调节是由声学成像装置的操作者人工控制的。例如，在短程治疗流程期间，临床医师视觉识别针端部的近似位置，并且相应地人工调节声学成像装置的增益、波束焦点和深度。
然而，这由于沿声学切片(横向分辨率)的非均匀波束形成可以导致针端部的准确定位中的错误而能够相当具有挑战性。这能够变得相当繁琐、耗时并且由于人眼误差甚至产生错误的结果。
相应地，将期望自动调节由声学成像系统采用的声学波束的焦点以及得到的声学图像，以在医学流程期间在不需要操作者的人工调节的情况下，对外科手术器具(例如针的端部)的位置进行匹配。
发明内容
在本发明的一个方面中，一种方法包括：接收来自电磁跟踪装置的位置数据，所述位置数据指示在生物组织内的感兴趣区域内的由所述电磁跟踪装置跟踪的对象的位置，所述数据指示所述对象关于由所述电磁跟踪装置采用的电磁跟踪坐标系的所述位置；采用处理器来将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到由声学成像装置采用的声学图像坐标系，所述声学成像装置被配置为采用声学波束来生成声学图像数据，以显示所述感兴趣区域的声学图像，其中，所述声学图像坐标系不同于所述电磁跟踪坐标系；使用经变换的数据来生成针对所述声学成像装置的至少一个命令，以令所述声学成像装置调节由所述声学成像装置采用的至少一个图像分辨率参数，从而令所述声学图像被聚焦在所述对象的所述位置处；并且通过通信通道将所述至少一个命令传送到所述声学成像装置。
在一些实施例中，所述对象是外科手术器具，并且所述位置数据指示所述外科手术器具的尖端的位置。
在这些实施例的一些版本中，所述外科手术器具是具有被设置于所述尖端处的电磁传感器的针。
在一些实施例中，所述至少一个图像分辨率参数包括由所述声学成像装置采用的所述声学波束的聚焦长度、所述声学波束的图像深度、时间增益补偿以及缩放窗口中的至少一个。
在这些实施例的一些版本中，所述图像分辨率参数包括所述声学波束的所述聚焦长度和所述图像深度中的至少一个。
在一些实施例中，所述通信通道包括因特网连接。
在一些实施例中，将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系包括使用第一变换和第二变换，所述第一变换将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到参考坐标系，所述第二变换将所述位置数据从所述参考坐标系变换到所述声学图像坐标系。
在一些实施例中，所述方法还包括：执行校准流程以产生校准参数；以及采用所述校准参数来将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系。
在本发明的另一方面中，一种装置包括：输入部，其被配置为接收来自电磁跟踪装置的位置数据，所述位置数据指示在生物组织内的感兴趣区域内的由所述电磁跟踪装置跟踪的对象的位置，所述数据指示所述对象关于由所述电磁跟踪装置采用的电磁跟踪坐标系的所述位置；处理器，其被配置为将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到由声学成像装置采用的声学图像坐标系，所述声学成像装置被配置为采用声学波束来生成声学图像数据，以显示所述感兴趣区域的声学图像，其中，所述声学图像坐标系不同于所述电磁跟踪坐标系，并且所述处理器被配置为使用经变换的数据来生成针对所述声学成像装置的至少一个命令，以令所述声学成像装置调节由所述声学成像装置采用的至少一个图像分辨率参数，从而令所述声学图像被聚焦在所述对象的所述位置处；以及输出部，其被配置为通过通信通道将所述至少一个命令传送到所述声学成像装置。
在一些实施例中，所述输入部和所述输出部包括因特网连接。
在一些实施例中，所述对象是外科手术器具，并且所述位置数据指示所述外科手术器具的端部的位置。
在这些实施例的一些版本中，所述外科手术器具是具有被设置于所述端部处的电磁传感器的针。
在一些实施例中，所述至少图像分辨率参数包括由所述声学成像装置采用的所述声学波束的聚焦长度、所述声学波束的图像深度、时间增益补偿以及缩放窗口中的至少一个。
在这些实施例的一些版本中，所述至少一个图像分辨率参数包括所述声学波束的所述聚焦长度和所述图像深度中的至少一个。
在一些实施例中，将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系包括使用第一变换和第二变换，所述第一变换将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到参考坐标系，所述第二变换将所述位置数据从所述参考坐标系变换到所述声学图像坐标系。
在本发明的又一方面中，一种方法包括：在对象被设置于生物组织内的感兴趣区域内时跟踪所述对象的位置，所述对象的所述位置关于跟踪坐标系被确定；生成所述感兴趣区域的声学图像，所述声学图像关于不同于所述跟踪坐标系的声学图像坐标系而被生成；采用处理器来将所述对象的所述位置从所述跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系；并且响应于所述对象关于所述声学图像坐标系的所述位置而自动调节所述声学图像的至少一个图像分辨率参数。
在一些实施例中，声学成像装置生成所述感兴趣区域的所述声学图像，并且其中，响应于所述对象的所述位置而自动调节所述声学图像的至少一个图像分辨率参数包括在所述声学成像装置处经由通信通道接收至少一个命令，所述声学成像装置被连接到所述通信通道。
在这些实施例的一些版本中，所述至少一个命令令所述声学成像装置调节由所述声学成像装置采用的聚焦长度、图像深度、时间增益补偿以及缩放窗口中的至少一个。
在这些实施例的一些版本中，所述通信通道采用以太网协议。
在一些实施例中，将所述对象的所述位置从所述跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系包括使用第一变换和第二变换，所述第一变换将所述位置数据从所述跟踪坐标系变换到参考坐标系，所述第二变换将所述位置数据从所述参考坐标系变换到所述声学图像坐标系。
附图说明
图1A、1B、1C和1D图示了声学成像装置中的轴向、横向、仰角和时间分辨率的概念。
图2图示了在声学图像中的尼龙线的横断面的外观上的轴向分辨率和横向分辨率的效果。
图3是用于生成跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的声学图像的布置的一个实施例的功能方框图。
图4示出了声学成像装置的一个实施例的控制面板的部分。
图5图示了用于生成声学图像的布置的一个实施例的操作原理，所述布置包括用于跟踪感兴趣区域内的对象的位置的模块。
图6图示了生成跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的声学图像的过程的一个实施例的操作。
图7图示了跟踪在医学流程期间的针的端部的位置的声学波束。
图8是用于生成跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的声学图像方法的一个实施例的流程图。
具体实施方式
现在下文将参考附图更加完全地描述本发明，在附图中示出了本发明的优选实施例。然而，本发明可以实现为不同形式并且不应被解释为局限于本文所述的实施例。而是，这些实施例被提供作为本发明的教导范例。
图3是用于生成跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的声学(例如，超声)图像的布置300的一个实施例的功能方框图。布置300包括电磁(EM)跟踪系统310、声学(例如，超声)成像系统320、声学探头330、显示设备340以及控制器350。
图3中还示出了生物组织(例如，人体)中的感兴趣区域10以及对象20，所述对象在该具体范例中是外科手术器具，更具体而言是针。为了提供具体的图示和范例，下文的描述将对象20参考为针20，但是一般应理解，下面要解释的原理能够应用于各种不同对象，包括各种不同外科手术器具或仪器。针20包括例如被设置于针20的端部21处的EM传感器或换能器22。
控制器350可以包括处理器354和存储器356。存储器356可以包括易失性存储器(例如，随机存取存储器)和/或非易失性存储器(例如，只读存储器)和/或闪速存储器。除了别的之外，存储器356可以存储软件或程序代码，所述软件或程序代码被配置为令处理器354运行多个算法(例如，本文描述的各种算法)中的一个，并且尤其是如下面关于图8描述的算法。控制器350可以具有一个或多个输入部351和一个或多个输出部352，所述一个或多个输入部和所述一个或多个输出部可以被连接到一个或多个通信通道，例如，通信通道305和通信通道315。在一些实施例中，控制器350的输入部351和输出部352可以包括公共输入/输出部。在一些实施例中，控制器350的输入/输出部可以包括以太网端口以连接到以太网。在一些实施例中，通信通道305和通信通道315可以包括因特网。在一些实施例中，控制器350的功能中的一些或全部可以存在于声学成像系统320或EM跟踪系统310的部件(例如，处理器)内。
声学探头330包括多个声学换能器，所述多个声学换能器被配置为将声学波束发射到感兴趣区域10中，并且用于从感兴趣区域10接收声学回声或反射。声学探头330被连接到声学成像系统320并且在声学成像系统320的控制下操作。声学成像系统320根据从声学探头330接收的(一个或多个)信号来生成声学图像数据，并且与显示设备340一起操作以将声学图像数据显示为声学图像。声学成像系统320还操作为控制应用于声学探头330中的声学换能器的电信号。通过控制这些电信号的相对幅度和相位，声学成像系统320和声学探头330能够将所发射的声学波束的方向和聚焦深度引导到期望的聚焦区，所述期望的聚焦区总体上也变为用于接收返回声学回声或反射的针对声学探头330的聚焦区。这在下文中可以被称为声学成像系统320的聚焦区。
图4示出了声学成像系统320的一个实施例的控制面板的部分。如图4中图示的，声学成像系统320包括针对其操作的各种人工控制。具体而言，声学成像系统320包括用于人工调节由声学成像系统320采用的一个或多个图像分辨率参数的多个控制。在一些实施例中，这些人工控制可以允许用户人工调节由声学成像系统320采用的声学波束的聚焦区，以及显示在显示设备340上的对应的声学图像。在图4中示出的实施例中，这些人工控制包括缩放控制322、焦点控制324以及深度控制326，以调节声学成像系统320的聚焦区。
如图3中示出的，声学成像系统320还包括通信接口321，以连接到通信通道305，通过所述通信接口，声学成像系统320可以接收用于控制它的操作的一个或多个命令。通信接口321可以接收一个或多个命令，所述一个或多个命令令所述接口调节由声学成像系统320采用的一个或多个图像分辨率参数(例如，声学波束的聚焦长度、声学波束的图像深度、时间增益补偿、缩放窗口等)。在一些实施例中，可以通过通信通道325经由通信接口321将一个或多个命令提供到声学成像系统320，以令声学成像系统320调节由声学成像系统320产生的声学图像的缩放、焦点和/或深度。在一些实施例中，所述一个或多个命令可以令声学成像系统调节由声学成像系统320采用的声学波束的聚焦长度和/或图像深度。下面将描述该操作的进一步的细节。
现在应当理解，声学成像系统320采用其自身特殊坐标系来生成并且显示声学图像。即，声学成像系统320操作在三维中，其中，三维由三个正交方向定义。该正交方向的集合在此被称为坐标系。总体而言，可以关于无数不同坐标系定义在任何三维空间内的坐标或位置。声学成像系统320采用其自身的选择的坐标系来定义在感兴趣区10内的位置，并且此处将该坐标系称为声学图像坐标系。
EM跟踪系统310被配置为跟踪感兴趣区域10中的针20的位置，并且更具体而言，针20的端部21处的EM传感器22的位置。有利地，当针20在感兴趣区域10中移动时，EM跟踪系统实时跟踪针20的位置，或者更特殊地，针20的端部21的位置。EM跟踪系统310可以包括显示设备，所述显示设备能够实时示出EM传感器22/针端部21的跟踪到的位置。
EM跟踪系统310采用其自身的选择的坐标系来定义感兴趣区10内的针20的端部的位置，并且此处将该坐标系称为跟踪坐标系，或者更具体地，电磁跟踪坐标系。
现在将参考图5-8更加详细地描述布置300的操作。具体而言，下面描述的是用于生成自动跟踪在感兴趣区域10内的对象(例如，针20，并且特殊地，针20的端部)的位置的声学图像的布置及方法。
图5图示了用于生成声学图像的、包括用于跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的模块的布置的一个实施例的操作原理。如上面论述并且在图5中更加详细地图示的，EM跟踪系统310被配置为使用电磁跟踪坐标系在感兴趣区域内实时跟踪针20的位置。同时，声学成像系统320利用声学成像坐标系来进行操作，所述声学成像坐标系不同于电磁跟踪坐标系，因为一般而言EM跟踪系统310可以独立于声学成像系统320进行操作。然而，在每个这两个坐标系中的位置可以通过对应的坐标系变换被变换到公共参考坐标系中的位置。可以根据经由校准流程确定的校准参数来产生合适的坐标系变换，例如其中，校准对象被放置于一个或多个(优选地，至少三个)不同位置处，并且针对每个位置，声学成像系统320被人工调节，以聚焦在对象的位置处。EM跟踪系统310的位置数据然后可以与针对声学成像系统320的聚焦区的对应的位置数据进行比较，并且可以针对两个不同的坐标系产生坐标系变换。尽管已经关于将EM跟踪坐标系和声学成像坐标系两者中的位置转换到公共参考框架解释了该过程，但是应理解，可以代替地利用将EM跟踪坐标系中的位置直接转换到声学成像坐标系来开发变换。
图6图示了生成跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的声学图像的过程的一个实施例的操作。具体而言，图6图示了生成跟踪在感兴趣区域内的针20的端部21的位置的声学图像的过程的三个方面或组成部分。第一组成部分涉及使用跟踪系统(例如EM跟踪系统310)来对针20的端部21进行实时跟踪。第二组成部分涉及将由EM跟踪系统310获得的针对针20的端部21的位置数据从EM跟踪坐标系转换到由声学成像系统320采用的声学成像坐标系，从而获得针对由在声学成像系统320的控制下的声学探头330产生的声学波束的期望的焦点深度。第三组成部分涉及以可由声学成像系统320理解的格式生成针对声学成像系统320的一个或多个命令，以令声学成像系统320调节声学成像系统320的一个或多个图像分辨率参数(例如，聚焦长度、图像深度、时间增益补偿、缩放窗口等)，从而对医学仪器(例如，针20)的端部21的实时位置进行匹配。
将这些组成部分应用到图3中示出的布置300中，在一个实施例中，过程可以如下地操作。
EM跟踪系统310实时跟踪在生物组织(例如，人体)内的感兴趣区域10内的针20的端部21的位置。结果，EM跟踪系统310获得指示针20的端部21的当前位置关于由电磁跟踪系统310采用的电磁跟踪坐标系的位置数据。
在一个实施例中，EM跟踪系统310通过通信通道315将位置数据传送到控制器350，其中，所述位置数据由控制器350的输入部接收并且被提供到控制器350的处理器。处理器将位置数据从电磁跟踪坐标系变换到由声学成像系统320所采用的声学图像坐标系，其中，所述声学图像坐标系不同于电磁跟踪坐标系。处理器使用经变换的数据来生成针对声学成像系统320的一个或多个命令，以令声学成像系统320调节由声学成像系统320所采用的一个或多个图像分辨率参数(例如，声学波束的聚焦长度和/或图像深度、时间增益补偿、缩放窗口等)，从而对针20的端部21的位置进行匹配。处理器然后通过通信通道305将(一个或多个)命令传送到声学成像系统320。响应于所述(一个或多个)命令，声学成像系统320调节一个或多个图像分辨率参数(例如，调节声学波束的聚焦长度和/或图像深度)，使得聚焦区定位于针20的端部21处。
图7图示了跟踪在医学流程期间的针20的端部21的位置的声学波束。当针20的端部21在第一位置处时，声学成像系统320调节声学波束，以令其聚焦区在第一位置处。当针20的端部21移动到第二位置时，通过上面描述的过程，声学成像系统320自动调节声学波束，以使其聚焦区在第二位置处。
图8是用于生成跟踪在感兴趣区域内的对象的位置的声学图像的方法800的一个实施例的流程图。尽管一般而言可以使用各种不同装备配置来运行方法800，但是为了提供具体的图示，将关于如图3中图示的布置300描述方法800。
在第一操作810中，校准参数被确定以将位置数据从由跟踪系统(例如，EM跟踪系统310)采用的跟踪坐标系转换到由声学成像系统320采用的声学成像坐标系。在一些实施例中，在每个这两个坐标系中的位置可以通过对应的坐标系变换被变换到在公共参考坐标系中的位置。在该情况下，可以根据在操作810中经由校准流程确定的校准参数来产生合适的坐标系变换。在一个实施例中，校准对象被放置在一个或多个(优选地，至少三个)不同位置处，并且针对每个位置，声学成像系统320被人工调节，以聚焦在对象的位置处。跟踪系统的位置数据然后可以与针对声学成像系统320的聚焦区的对应的位置数据进行比较，并且可以针对两个不同的坐标系来产生坐标系变换。
在操作820中，声学图像系统320利用声学探头330操作以生成声学图像数据。声学图像可以与显示设备340结合操作，以根据声学图像数据显示产生和显示声学图像。
在操作830中，跟踪系统(例如，EM跟踪系统310)实时跟踪生物材料中的感兴趣区域10内的感兴趣对象的位置，例如诸如针20的医学器具的位置。跟踪系统可以生成对象位置数据，所述对象位置数据指示对象关于由跟踪系统采用的跟踪坐标系的当前位置。
在操作840中，跟踪系统将对象位置数据提供到处理器，例如，被包括在控制器350中的处理器。
在操作850中，将对象位置数据从跟踪坐标系变换到声学图像坐标系。在一些实施例中，该变换可以包括首先将位置数据变换到参考坐标系，并且然后将所述位置数据从参考坐标系变换到声学图像坐标系。
在操作860中，经变换的对象位置数据被采用，以生成针对声学成像系统320的至少一个命令，从而令声学成像系统320调节由声学成像系统320采用的至少一个图像分辨率参数(例如，声学波束的聚焦长度和图像深度、时间增益补偿、缩放窗口等)，以令声学图像的焦点与对象的位置匹配。更具体而言，针对声学成像系统生成一个或多个命令，以调节所述声学成像系统的声学波束，从而令其聚焦区定位于对象的位置处。
在操作870中，经由通信通道305将(一个或多个)命令传送到声学成像系统320的通信接口321。所述(一个或多个)命令以由声学成像系统320理解的形式存在。
在操作880中，由声学成像系统320接收的(一个或多个)命令令声学成像系统320调节至少图像分辨率参数(例如，其声学波束的参数)，以将声学图像聚焦在对象的位置处。在一些实施例中，所述(一个或多个)命令令声学成像系统320调节声学波束(并且从而声学图像)的聚焦长度和/或图像深度，以关于声学图像坐标系对对象(例如，针20的端部21)的位置进行匹配。尤其是，声学成像系统320可以调节声学波束的聚焦区，所述聚焦区要被定位于针20的端部21的位置处。
然后，过程返回操作820，并且声学成像系统继续调节其焦点以自动实时跟踪在感兴趣区域内的对象的移动，并且所述声学成像系统继续重复调节声学图像的焦点以跟随对象的移动。
尽管本文详细公开了优选实施例，但是仍然在本发明的理念和范围内多种变型是可能的。例如，已经详细公开了尤其有利的实施例，其采用电磁跟踪系统来跟踪感兴趣对象的位置，例如针的端部的位置。然而总体而言，可以采用其他跟踪技术，例如，光学跟踪技术、超声跟踪技术，其中，对象被提供有超声传感器等。对于本领域的普通技术人员而言，在查看了本文的说明书、附图和权利要求书之后，这样的变型将变得清楚。因此，除在所附权利要求书的范围内之外，本发明不被限制。

Claims (20)

1.一种方法，包括：
接收来自电磁跟踪装置的位置数据，所述位置数据指示在生物组织内的感兴趣区域内的由所述电磁跟踪装置跟踪的对象的位置，所述数据指示所述对象关于由所述电磁跟踪装置采用的电磁跟踪坐标系的所述位置；
采用处理器来将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到由声学成像装置采用的声学图像坐标系，所述声学成像装置被配置为采用声学波束来生成声学图像数据，以显示所述感兴趣区域的声学图像，其中，所述声学图像坐标系不同于所述电磁跟踪坐标系；
使用经变换的数据来生成针对所述声学成像装置的至少一个命令，以令所述声学成像装置调节由所述声学成像装置采用的至少一个图像分辨率参数，从而令所述声学图像被聚焦在所述对象的所述位置处；并且
通过通信通道将所述至少一个命令传送到所述声学成像装置。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述对象是外科手术器具，并且所述位置数据指示所述外科手术器具的端部的位置。
3.根据权利要求2所述的方法，其中，所述外科手术器具是具有被设置于所述端部处的电磁传感器的针。
4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述至少一个图像分辨率参数包括由所述声学成像装置采用的所述声学波束的聚焦长度、所述声学波束的图像深度、时间增益补偿以及缩放窗口中的至少一个。
5.根据权利要求3所述的方法，其中，所述图像分辨率参数包括所述声学波束的所述聚焦长度和所述声学波束的所述图像深度中的至少一个。
6.根据权利要求1所述的方法，其中，所述通信通道包括因特网连接。
7.根据权利要求1所述的方法，其中，将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系包括使用第一变换和第二变换，所述第一变换将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到参考坐标系，所述第二变换将所述位置数据从所述参考坐标系变换到所述声学图像坐标系。
8.根据权利要求1所述的方法，还包括：执行校准流程以产生校准参数，并且采用所述校准参数来将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系。
9.一种装置，包括：
输入部，其被配置为接收来自电磁跟踪装置的位置数据，所述位置数据指示在生物组织内的感兴趣区域内的由所述电磁跟踪装置跟踪的对象的位置，所述数据指示所述对象关于由所述电磁跟踪装置采用的电磁跟踪坐标系的所述位置；
处理器，其被配置为将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到由声学成像装置采用的声学图像坐标系，所述声学成像装置被配置为采用声学波束来生成声学图像数据，以显示所述感兴趣区域的声学图像，其中，所述声学图像坐标系不同于所述电磁跟踪坐标系，并且所述处理器被配置为使用经变换的数据来生成针对所述声学成像装置的至少一个命令，以令所述声学成像装置调节由所述声学成像装置采用的至少一个图像分辨率参数，从而令所述声学图像被聚焦在所述对象的所述位置处；以及
输出部，其被配置为通过通信通道将所述至少一个命令传送到所述声学成像装置。
10.根据权利要求9所述的装置，其中，所述输入部和所述输出部包括因特网连接。
11.根据权利要求9所述的装置，其中，所述对象是外科手术器具，并且所述位置数据指示所述外科手术器具的端部的位置。
12.根据权利要求11所述的装置，其中，所述外科手术器具是具有被设置于所述端部处的电磁传感器的针。
13.根据权利要求9所述的装置，其中，所述至少一个图像分辨率参数包括由所述声学成像装置采用的所述声学波束的聚焦长度、所述声学波束的图像深度、时间增益补偿以及缩放窗口中的至少一个。
14.根据权利要求13所述的装置，其中，所述至少一个参数包括所述声学波束的所述聚焦长度和所述声学波束的所述图像深度中的至少一个。
15.根据权利要求9所述的装置，其中，将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系包括使用第一变换和第二变换，所述第一变换将所述位置数据从所述电磁跟踪坐标系变换到参考坐标系，所述第二变换将所述位置数据从所述参考坐标系变换到所述声学图像坐标系。
16.一种方法，包括：
在对象被设置于生物组织内的感兴趣区域内时跟踪所述对象的位置，所述对象的所述位置关于跟踪坐标系而被确定；
生成所述感兴趣区域的声学图像，所述声学图像关于不同于所述跟踪坐标系的声学图像坐标系而被生成；
采用处理器来将所述对象的所述位置从所述跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系；并且
响应于所述对象关于所述声学图像坐标系的所述位置而自动调节所述声学图像的至少一个图像分辨率参数。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，声学成像装置生成所述感兴趣区域的所述声学图像，并且其中，响应于所述对象的所述位置而自动调节所述声学图像的至少一个图像分辨率参数包括在所述声学成像装置处经由通信通道接收至少一个命令，所述声学成像装置被连接到所述通信通道。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，所述至少一个命令令所述声学成像装置调节由所述声学成像装置采用的聚焦长度、图像深度、时间增益补偿以及缩放窗口中的至少一个。
19.根据权利要求17所述的方法，其中，所述通信通道采用以太网协议。
20.根据权利要求16所述的方法，其中，将所述对象的所述位置从所述跟踪坐标系变换到所述声学图像坐标系包括使用第一变换和第二变换，所述第一变换将所述位置数据从所述跟踪坐标系变换到参考坐标系，所述第二变换将所述位置数据从所述参考坐标系变换到所述声学图像坐标系。
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