CN105025787A - 用于图像引导过程的系统 - Google Patents

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Abstract

一种用于利用磁性检测的针位置和组织阻抗测量补充超声图像针引导的系统。该系统包括具有超声探头的超声成像系统，超声探头设置有用于检测磁化针、套管、导管或其他组织穿透工具的位置的磁力检测器。组织穿透工具设置有位于或靠近其尖端的、被连接到电源和阻抗计的电极，通过使用皮肤电极或在工具上的第二电极使阻抗测量电路完整，以使患者组织的电阻抗可以被测量。将所测量的阻抗值和磁性检测的工具位置叠加在超声图像上，使得临床医生可以容易地确认相对于成像的解剖结构的针位置。如显示在超声图像上的那样，阻抗值可以被颜色编码或被绘制在针的位置或轨迹旁边或叠加在针的位置或轨迹上。

Description

用于图像引导过程的系统
本发明一般涉及医疗装置的领域，并且特别涉及一种用于提高图像引导过程(如针或导管插入术过程)的系统。
存在许多医疗过程，它们涉及将医疗工具或仪器(如针、套管、导管或管心针)插入到被检者身体中，例如微创外科手术、局部麻醉、生物电信号的检测、用于诊断或治疗的电刺激、血管通路、细针抽吸、肌肉骨骼注射等。在这样的过程中，一般需要将医疗工具适当地引导到被检者体内的期望位置，并且它也可以有益于监视或跟踪医疗工具位置，以确保它保持在期望位置。在一般情况下，对于用户来说非常困难的是：确定医疗工具的尖端的精确位置并因此肯定它是否在所期望的地方，例如邻近于神经，或者它是否已不希望地侵入了别的东西，例如血管。
通过给临床医生提供针在身体内的X射线图像，已经提议使用X射线技术用于针引导。然而，考虑到与暴露于电磁辐射相关联的风险，在插入医疗工具期间提供连续的引导是不可能的，并且因此一系列快照是有依赖性的，它不给予最佳引导。
最近，已提议使用超声成像以引导针和插管过程。相比于x射线技术，由于没有暴露于电磁辐射，超声成像是有利的，并且超声探头可容易地操纵以成像身体的许多不同部分。然而超声成像具有两个主要的挑战：首先，超声图像的解释是相当困难的，以及其次，针不是特别可靠或明显地显示在超声图像中。
更详细地，依赖于超声转换器被如何应用的，超声图像仅提供穿过身体在一定角度范围的灰度剖面。医生接受的传统的解剖教学仅在于身体的六个标准平面中，并且通常这些解剖部分在图中被着色，以鉴别神经、动脉、肌肉、组织等。因此在超声图像中清楚鉴别解剖结构需要显著大量的学识和经验。在将超声成像的使用推广到种类日益变多的微创外科手术技术过程中存在问题，其中，希望的是，执行该技术的从业者本身可以执行超声成像而不必依赖于熟练的放射科医生。此外，对于身体的某些部分，超声图像本质上不能很好地显示有关解剖结构。例如，在神经周围注射麻醉剂所涉及的超锁骨神经阻滞的情况下，研究显示，患者血管的高达20％被发现是处于神经束之间的。在超声图像中，神经和血管两者均被表示为由白圈包围的黑色圆盘并因此区分可能是困难的，意思就是，对于临床医生来说难于准确地知道针尖在哪里。同样，在执行脊柱注射时，如硬膜外麻醉，超声图像只显示肌肉和骨骼且不能穿透骨骼，因此它不能看到硬脊膜(围绕脊髓膜的三层膜的最外层膜)之外。进一步地，仅在窄范围的角度中看见骨的表面。因此超声图像质量在脊柱周围很差。然而，在硬膜外麻醉注射中，需要将针注入到硬膜外腔中，但不能进一步前进并穿刺硬脊膜。另一方面，对于脊椎麻醉，硬脊膜渗透需要允许注射进入蛛网膜下腔。超声成像不能够确定这两种情况之间的差异。
至于针能见度的问题，超声图像采集平面是薄的–1mm厚的程度，并且因此，如果针在该平面外，它将不会被成像。此外，即使针在成像平面中，因为标准针的回波在高入射角时较差，针可能不是特别明显的。已经提议生产回波针，这使得针对于超声成像设备更为明显。然而，这些仅在针与成像平面良好对准时是有帮助的。用于图像处理和超声波束转向的类似技术仅在针与成像平面良好对准时是有帮助的，并且对于大于45度的入射角则不能良好工作。
各种针跟踪技术已经被提出，它们基于装配到超声探头的针引导(例如US-B2-6 690 159或WO-A-2012/040077)，或者基于电磁信息的发送和接收(例如US-A-2007-027390)，但它们具有功能性和准确性的限制，这意味着不是在每种临床情况中都精确知道针尖位置的。典型精度为2mm的级别，这可以意味着在针尖在神经内部或外部之间的差异。此外，它们通常需要使用显著修改的或新的设备，这是不受临床医生和具有比较硬性的采购制度的机构欢迎的。
因此，大多数情况下，从业者依靠自己的技术和经验来判断当针或其他医疗工具插入时何种类型的组织被穿透。他们可以依赖于声音、对医疗工具的物理阻力的触觉和感觉、阻力的突然变化、以及对空气或流体的注射的阻力的变化。不过，发展这种水平的技能和经验是费时和困难的，并且由于存在患者与患者的解剖变异，该过程不可避免地带来一些风险。
综上所述，虽然超声引导已经改善某些针刺过程，仍有显著困难并且它不能被用于许多过程。这是其广泛使用的主要障碍，尤其是它被不是医学成像专家的从业者(比如麻醉师、外科医生、病理学家、急救医生等)使用的主要障碍。
因此，本发明提供一种用于图像引导过程的改进的系统，该系统结合了被检者内部解剖结构的成像与组织穿透医疗工具的跟踪和跟踪位置在显示的解剖图像上的显示，以及使用户能够得到基于被穿透的组织的生物电特性的测量的第三信息源。有利的是，测量的电特性包括电阻抗，并且优选其显示在与解剖图像相同的显示器上，或者叠加在图像上或者沿着它旁边。例如，阻抗值可被显示为沿解剖图像上所显示的针位置或路径的绘图或颜色编码。
成像可以是超声成像-例如自由臂(freehand)超声、荧光透视(fluorsoscopy)、X射线成像、核成像、磁共振成像、热声成像、热成像。工具可以被磁性、电磁、光学或超声波地跟踪。
对组织的电特性的兴趣和实验开始于1800年后期。现在众所周知，不同的组织类型具有不同的电阻抗/频率响应曲线。已经提出，例如，在WO2009/019707中使用设置有针的手持电气装置，该针携带两个电极来测量体内组织的阻抗，但是这种特殊装置仅给出关于在针尖处的组织的一维信息，没有相对的解剖信息。也已提出了称为电阻抗断层扫描(EIT)的技术，其使用在身体的表面上的电极阵列，以重建身体内的阻抗分布。这种技术需要多个电极，并且分析信号以重构阻抗分布是高度复杂的。该技术的空间分辨率是有限的，所以在所产生的图像中解剖结构并不清楚。此外，典型地，仅获得平行于身体表面的区域的二维图像并且没有获得关于深度的信息。获得的图像也随着测量阻抗所使用的频率而显著改变，并且在获取图像数据时将金属外科装置引入体内将会改变被测量的阻抗场并改变图像。因此EIT的主要重点是非介入性医疗应用，如诊断，并且事实上还存在一些对其诊断能力的怀疑。目前最好将它看作用于乳腺癌诊断中的附加的影像学检查方法。
本发明结合了在介入手术过程中组织的生物电特性的测量与解剖成像和工具跟踪来克服上述缺点，并提供给临床医生介入过程的增强图像。
更详细地说，本发明提供了一种系统，包括：医学成像系统，用于对被检者的内部解剖结构成像；组织穿透医疗工具，具有用于插入到被检者身体内的插入端；位置检测系统，用于检测组织穿透医疗工具在被检者身体内的位置；设置在组织穿透医疗工具的插入端(即，朝向尖端或在尖端上)的第一电极，该组织穿透医疗工具电连接到用于测量所述被检者的生物电特性的电系统；以及处理器和显示器，用于分析显示来自医疗成像系统的解剖图像，并适合于在解剖图像上显示由位置检测系统所检测的组织穿透医疗工具的位置。本发明还提供了相应的方法，包括以下步骤：在组织穿透医疗工具的插入端插入被检者身体的同时，对被检者的内部解剖结构成像；检测组织穿透医疗工具在被检者身体内的位置；使用设置在组织穿透医疗工具的插入端(即，朝向尖端或在尖端上)的第一电极，来测量被检者的生物电特性；以及显示图像，该图像示出被检者的解剖结构和组织穿透医疗工具的检测的位置。
医疗成像系统可以是如下之一：超声、荧光透视、X射线、核成像、磁共振成像、热声成像或热成像法，更优选地，医学成像系统是自由臂超声。位置检测系统优选是磁性位置检测系统、光学跟踪系统、电磁跟踪系统、超声追踪系统中、x射线或荧光跟踪系统。磁性位置检测系统可以包括磁化工具和磁力检测器。磁力检测器可以与成像系统的部分(例如超声探头)组合，如下面所述。可替代地，特别是利用电磁跟踪，传感器(例如传感器线圈)可设置在工具上来检测所施加的变化的磁场并将感应的电信号传送给用于确定位置的系统。
优选地，至少一个第二电极被设置成与被检者接触，这可与皮肤接触或在组织穿透医疗工具上或另一个组织穿透医疗工具上。生物电特性可为电阻抗(例如电阻)、阻抗或电容或它们的组合。
电气系统可被连接到处理器和显示器，以在显示器上利用解剖图像显示所测量的生物电特性。处理器和显示器可以适合于在解剖图像中显示所测量的生物电特性的绘图，该绘图基于组织穿透医疗工具的位置的显示(位于其上)。处理器和显示器可以适合于通过根据测量的生物电特性的值设定在解剖图像中的显示属性来显示所测量的生物电特性。处理器和显示器可以适合于根据测量的生物电特性的值设定在解剖图像中沿着组织穿透医疗工具的显示位置的显示属性。处理器和显示器可以适合于根据测量的生物电特性的值设定在解剖图像中在组织穿透医疗工具的插入端的显示位置处的显示属性。显示属性设定可以是颜色或灰度值。处理器可以适合于从测量的生物电特性的值确定组织类型，并显示具有区域颜色的解剖图像，区域颜色根据组织类型并使用标准医学解剖学颜色编码来编码。
处理器和显示器可以适合于在解剖图像的旁边显示所测量的生物电特性的绘图。处理器和显示器可以适合于显示当组织穿透医疗工具移动通过被检者的身体时测量的生物电特性的变化。
组织穿透医疗工具可以是针。第一电极可以设置在组织穿透医疗工具的尖端。第二电极可以设置在用于插过组织穿透医疗工具的刺激导管上。第二电极可以设置在用于插入组织穿透医疗工具的不同测力计的针上。第二电极可以设置在用于插入组织穿透医疗工具的管心针上。第二电极设置在组织穿透医疗工具的与第一电极间隔开的插入端上。
更具体地，本发明的一个有利的实施方式提供一种系统，包括：超声转换器，用于发射超声波到被检者的身体内并接收来自身体的超声回波；组织穿透医疗或外科手术工具或器械，具有用于插入到被检者的身体内的插入端；位置检测系统，用于检测组织穿透医疗工具在被检者的身体内的位置；设置在组织穿透医疗工具的插入端的第一电极，被暴露用于与被检者的身体电接触并且电连接到电源和阻抗计，阻抗计用于测量在第一电极和与被检者的身体电接触的第二电极之间的阻抗；以及处理器和显示器，用于分析超声回波和显示身体的超声图像并适合于在超声图像上显示组织穿透医疗工具的的位置，该位置由位置检测系统检测。
本发明还提供了一种对应的方法，用于获得和显示医疗图像连同跟踪的组织穿透工具和生物电特性的测量。
因此，借助本发明，组织穿透医疗工具可具有低回波的这一事实通过如下方式克服：使用磁性位置检测，特别是通过磁化所述工具并使用超声转换器上的磁力计的阵列以检测来自磁化工具的磁场。工具的磁性检测的位置和/或轨迹然后显示在超声图像中。此外，工具在其插入端设置有电极，例如，在工具的尖端处或附近，它被暴露用于与被穿透的组织电接触，以便通过使用电源和阻抗计，可以测量在工具的插入端的电极和与被检者接触的第二电极之间的阻抗。这给出在工具的插入端处和周围的组织阻抗的指示，并进而给出组织类型的指示。
优选地，阻抗计的输出端被连接到处理器和显示器，使得可以利用超声图像显示测量到的阻抗。阻抗值可显示为数字或更优选地显示为绘图，该绘图示出当工具插入时阻抗的变化。该绘图可以显示在超声图像的旁边，或更优选地，沿着工具的显示位置或轨迹叠加在超声图像上。可替代地，或另外地，超声图像的显示属性(特别是沿工具的位置或轨迹的超声图像的显示属性)可以根据所测量的阻抗设定，例如，它可以是颜色编码的或变化的灰度值。这可以提供叠加在超声图像上的颜色或其他图像属性。
如果组织穿透医疗工具在超声转换器的成像平面之外，则处理器和显示器可以适合于示出投影到超声成像平面中的工具位置。通过将投影的位置与实际位置在视觉上区分开可以指示它是投影的位置这一事实，例如通过将它示出为点或不同的颜色。
已知的是，不同的组织类型具有不同的电阻抗，并因此从电阻抗确定组织类型是可能。因此，该系统可以适合于从所测量的阻抗值确定组织类型，并且于是适合于通常用在医学解剖教科书中的颜色编码的超声图像的颜色编码区域。
组织穿透医疗工具可以是针、导管、插管或管心针，以及电极可以设置在工具的尖端处或附近。因此，工具可以是标准电刺激针或导管，其具有在远端、插入端的内置电极和在近端的电连接。
第二电极可被提供以便应用到被检者的皮肤上，在这种情况下，所测量的阻抗代表从组织穿透工具的尖端到皮肤电极的一条或多条路径。也可以使用在皮肤上的多个电极。另一方面，第二电极也可以设置在组织穿透工具本身上，优选在尖端处或附近，但与第一电极隔开并绝缘，从而提供在该工具的尖端处或周围的组织的阻抗的测量。可替代地，第二电极可以设置在第二个可插入器械，如可以被向下插入到第一针内腔的较窄测量计的第二针上，位于用于插入医疗工具内腔中的管心针上，或用于插过医疗工具的导管上。因此，本发明可以使用标准电刺激导管之一，其包括在其远端的内置电极。
电源可以适合于提供直流或交流电并且是在可选择的数目或频率的范围，使得组织阻抗可用直流电或在一定的频率范围测量。可替代地，频率可在一定范围被扫描，或者，被成形为包括多个频域分量的时域脉冲可以被应用，以同时测量在多个频率的响应。
位置检测系统优选是如下之一：磁性位置检测系统、光学跟踪系统、电磁跟踪系统或超声跟踪系统。可以使用基于在组织穿透医疗工具中安装传感器(例如线圈)并在检测空间施加变化磁场的电磁系统。这种传感器检测所施加的磁场并发送信号到位置确定系统。也可以使用基于X射线的跟踪系统。
更优选地，位置检测系统是磁性位置检测系统，其包括定位在超声转换器上的磁力传感器的阵列，用于检测磁化的组织穿透医疗工具相对于超声转换器的位置。这具有的优点是，组织穿透工具是标准的已被磁化的组织穿透工具，并且可以使用自由臂超声转换器。
本发明的另一个方面是提供超声图像引导的外科手术方法，包括以下步骤：在组织穿透医疗工具插入身体内时，从被检者的身体获得超声图像；检测组织穿透医疗工具的位置并在超声图像上显示检测的位置；以及测量并显示在设置在组织穿透医疗工具插入端上的第一电极和与被检者的身体电接触的第二电极之间的测量的电阻抗。
因此本发明使得临床医师能够得到图像信息、检测到的位置信息和在被穿透的组织上的生物电(例如阻抗)数据。递送和呈现给临床医生这三个信息源，使外科手术过程更安全。此外，它实现了这一目的，而没有对临床医生使用的器械进行重大修改，因此不需要外科手术过程的重大修改。
在医疗工具上第一电极的存在还允许进行组织的电刺激或电治疗。例如，通过向神经施加电刺激，可以测量神经传导以给出麻醉阻滞的有效性的指示。
阻抗测量可以与超声图像结合使用，以帮助超声图像的图像处理。例如，可以与超声信息一起使用阻抗信息，将所显示的图像分割为不同的组织类型。
本发明可以与超声造影剂的传送相结合并可以使用阻抗测量，而不是检测被检者的组织，来检测被检者的身体内部的对象(螺丝、塑料、外科手术装置)、材料(硅酮等)或其它组织改变。
将通过实施例参照附图进一步描述本发明，其中：
图1是根据本发明的一个实施方式的系统的示意图；
图2(A)至(E)示意性地示出了在本发明的系统中可使用的不同的组织穿透医疗工具；
图3(A)至(E)示出了根据本发明的实施方式的不同的图像显示；
图4示意性地示出了根据本发明的一个实施方式的磁力检测器；以及
图5示意性地示出了用于图4的磁力检测器的基站。
如图1中所示，在本发明的这个实施方式中系统包括超声成像系统1，超声成像系统包括超声转换器2、处理器3和显示器4。该系统还包括组织穿透医疗工具5，如针头或套管，组织穿透医疗工具在其插入端6设置有电极7，电极7被连接到阻抗计8和电源9。为了完成通过被检者身体10的电路，第二电极11设置成与被检者的身体接触。在图1中，第二电极11被示意性地示出为皮肤粘附电极，但是将在下面讨论用于在工具5上定位第二电极的其他可能性。阻抗计8和电源9可以处于组合的现货供应的阻抗分析仪中，阻抗分析仪具有机载频率发生器，其能够利用已知频率激发被检者组织的复阻抗，并且阻抗分析仪也利用机载数字信号处理器分析响应信号，机载数字信号处理器输出阻抗的实部和虚部作为数据。
将描述使用磁性位置检测来跟踪组织穿透工具5的本发明的一个实施方式，但应当理解，其它的跟踪方式也可以使用。因此，在本实施方式中，工具5被磁化并且超声转换器2设置有包括磁力计120的阵列的磁力检测器12。检测器12感测来自工具5的磁场，连同还有地球磁场和任何其它背景磁场，并且处理器3适合于从所检测的磁场确定工具5相对于转换器2的位置和定向。该磁性检测的位置然后在显示器4上与超声图像一起显示。
超声系统1可以是具有标准超声探头2的标准两维B模式超声系统，通过设置了磁力检测器12，修改了该超声探头2。经由电缆连接到超声探头的处理器4通过发送电信号而驱动超声转换器2，以使其产生超声脉冲并解释从转换器2接收的原始数据(其表示来自被检者的身体的回波)，以将它汇编到患者组织的图像中。磁力检测器12可以可拆卸地附接到超声转换器2，并且可以是电池供电的或从超声系统供电。优选地，定位元件设置在磁力检测器12上，以确保磁力检测器总是以相同的良好限定的位置和定向被附接。磁力检测器12通过无线连接15连接到基站单元14，基站单元与超声处理器3和显示器4无线或有线(例如USB)通信16。基站单元14可以与超声处理器3或磁力检测器12集成，或其功能中的一些通过超声处理器3或磁力检测器12执行。如将在下面更详细说明的那样，基站单元14接收来自磁力检测器12的标准化测量结果并计算出医疗工具5的位置，或可选地计算出医疗工具5的位置和定向。基站单元14也可以接收附加信息，如磁力检测器的电池的充电状态，并且信息可从基站单元14发送到磁力检测器12，例如配置信息。基站单元14将其计算的结果(即位置以及(可选地)定向)发送给超声图像处理器3，以在所显示的超声图像中包括工具5的图像17。这将在下面更详细地解释。
如图1所示，并且根据本发明，该系统还测量被检者身体组织的电阻抗。因而，工具5在其插入端携带第一电极7，第一电极被暴露于被检者的身体组织并通过阻抗计8和电源9电连接到第二电极11，以完成连接至被检者身体的电路。例如，工具5可以是标准电刺激针，它包括内置的电极7。如示意性地示出的，电源9可以施加DC或AC，并且如果是AC，施加单一频率或一定范围的频率、或扫频。电源9也可以施加电脉冲以给出瞬时范围的频率，从而同时测量在不同频率的响应。阻抗计8测量阻抗并将该阻抗值数字化，以传送13到超声处理器3。阻抗分析仪部件8和9在实践中优选集成到单个单元中。
虽然独立于超声系统1而使用基站14以及阻抗分析器部件8和9有利于较少地需要修改超声系统1，但应当理解，这些中的任何一个都可以集成到超声系统1中，超声系统具有接管处理器180的功能和阻抗分析器部件8和9的控制和分析功能的处理器3。然后，磁力检测器12可以经由无线线路或者与超声探头2一样使用物理电缆与超声系统1直接通信。
图1示意性示出了作为标准神经刺激针的组织穿透医疗工具，将与标准皮肤粘附电极11结合使用。图2(A)更详细地示出了所述针的插入端，具有在针的一侧上在其尖端的电极7。然而，可选的配置可能是如图2(B)至(E)中所示的。图2(B)示出针5，其中第二电极11'也设置在针尖处或附近。如图所示，它是在第一电极7的对置侧上(虽然它可被定位在相同侧)，沿着针壁与第一电极7隔开。
图2(C)示出了其中使用了不同规格的两个标准刺激针的一个实施方式，一个标准刺激针在另一个的内部。因此，承载第一电极7的针5的内腔被第二标准刺激针50占据，第二标准刺激针在其插入端承载第二电极11'。这种具有两个同心针的布置允许同时注射液体，作为阻抗测量。
图2(D)示出了其中第二电极11'定位在标准电刺激导管60的插入端的一个实施方式，标准电刺激导管向下插入针5的内腔。
图2(E)示出了其中第二电极11'定位在管心针70的远端的一个实施方式，管心针向下通过针5的内腔。
当然，当工具导电时，必须使电极7和11'与工具5的材料绝缘。另外，在图2(C)、(D)和(E)的同心布置中，工具5的内侧或者内针、管心针或导管的外侧可以是电绝缘的。
到电源9和阻抗计8的电连接优选以与标准电刺激针或导管同样的方式设置在工具5的近端。
应当理解的是，尽管图2(A)的实施方式测量沿着第一电极7与皮肤电极11之间的路径的阻抗，但图2(B)至2(E)的实施方式借助于在组织中紧密地定位在一起的第一和第二电极来测量紧密接近工具5尖端附近的电阻抗，工具被插入到该组织中。因此图1的实施方式非常适合于检测和表明工具插入时阻抗的变化，它可足以通知执行插入过程的临床医生。换言之，临床医生可以仅关注：当工具插入时组织类型的变化，而无需知道在工具尖端该组织的阻抗的绝对值。另一方面，图2(B)至2(E)的实施方式可以给出在工具尖端该组织的阻抗的绝对测量，并且通过参考不同组织类型的测量的阻抗，该阻抗值可以被变换成组织类型，例如，如在Herman等人的"Specific resistance of body tissues",Circulation Research,卷IV,1956年11月中看到的那样。
可选地，在一定频率范围内测量阻抗，可以将不同的值压缩成用于显示给用户的单个阻抗量度值。
现在将更详细地说明磁力检测器12以及计算磁化工具5的位置的方式(与超声探头2相比较)。这些技术在我们的共同未决的国际(PCT)专利申请PCT/EP2011/065420中描述。
磁力检测器12的部件在图4的框图中被示意性地更详细示出。磁力检测器12包括阵列100或两个或更多个(例如4个)磁力计120(图4中未示出)，其输出由微处理器110采样。微处理器110标准化从磁力计阵列100得到的测量结果，并将其发送给具有天线130的收发器115，其进而将信息发送给基站单元14。在本实施方式的变型方案中，磁力检测器12设置有多路复用器，而不是设置有微处理器110，并且标准化通过在基站单元14中的处理器180执行。
磁力计阵列100中的每个磁力计120测量磁场的在各个磁力计120的位置处的沿三个线性独立方向的分量ak u、ak v、ak w(k表示各个磁力计)。微处理器110将这些原始值
ak＝(ak u,ak v,ak w)
变换成相应的标准值：
bk＝(bk x,bk y,bk z)
在等增益的预定正交方向中，通过将从磁力计获得的三个值ak乘以标准化矩阵Mk并加上标准化偏移向量βk：
bk＝ak*Mk+βk
如在下面更详细地描述的。标准化矩阵和标准化偏移矢量被永久地存储在与微控制器相关联的存储器中。对于磁力计120中的每一个利用它们各自的标准化矩阵并加上标准化偏移向量进行同样的变换，使得结果bk，对于每个磁力计，提供磁场的沿具有相同增益的同一正交空间方向的分量。因此，在均匀磁场中，无论该均匀磁场的强度或方向，在标准化之后，所有的磁力计始终提供相同的值。
标准化和偏移
所有磁力计在暴露于均匀磁场时应该测量到相等的值。例如，在均匀地球磁场中旋转的磁力计应该依赖于磁力计定向而测量磁场沿三个线性独立方向的分量的变化强度。但是，无论磁力计的定向，磁场的总强度应该保持恒定。然而，在市场上出售的磁力计中，增益和偏移在三个方向的每一个方向中是不同的。此外，该方向常常不是相互正交的。就像例如在US 7 275 008 B2中所述的那样，对于单个传感器，如果磁力计在均匀且恒定的磁场中旋转，则测量结果将产生倾斜的三维椭圆体。然而，因为所测量的磁场是恒定的，所以标准化的测量结果应该位于球体上。优选地，偏移值β和增益矩阵M被引入，以将椭圆体变换成球体。
利用一组传感器，需要采取附加步骤以确保不同传感器的测量结果是彼此相同的。为了对其进行修正，优选地，确定用于每个位置k的增益标准化矩阵Mk和标准化偏移向量βk的组，其将磁力计的原始结果ak变换成标准化结果bk：
bk＝ak*Mk+βk
可通过已知的过程获得这样的一组增益矩阵Mk，例如在Dorveaux等人的"On-the-field Calibration of an Array of Sensors",2010American ControlConference,Baltimore 2010中描述的迭代校准方案。
借助于定义的变换，bk提供磁场的沿具有相等增益的三个正交空间方向的分量的强度。此外，它确保了，这些方向对于磁力检测器中的所有磁力计来说都是相同的。结果是，在任何均匀的磁场中，所有磁力计产生基本上相同的值。
如在校准步骤中获得的用于每个磁力计的标准化信息Mk和βk可以存储在磁力检测器12本身或者基站单元14中。在磁力检测器12存储信息是优选的，因为这将允许容易更换磁力检测器12，无需更新在基站单元中的信息。因此，在本发明的一个优选实施方式中，磁力设备的磁力计的输出被采样并且它们的结果在磁力检测器12中被标准化。此信息，可能连同其它相关信息，被发送给基站单元14，用于进一步的分析。
在本发明的另一个实施方式中，该变换可以是另一种更一般的非线性变换bk＝F(ak)。
除了上述的校准方法，应用了另一种校准方法，其采用非均匀磁场，以获得磁力检测器的磁力计的相对空间定位。而标准校准方法利用均匀磁场以便：(a)垂直地对准磁力计的测量轴线；(b)取消偏移值；和(c)调节到相等增益，它对于所描述的系统有进一步的优点，磁力计的精确相对空间定位也可以被获得。这可以通过额外的校准步骤来实现，其中，磁力检测器经受已知的非均匀磁场。优选地，将在各种位置得到的测量结果与在假定定位中的预期场强和/或定向比较，并校正假定定位，直到实际测量结果和预期的测量结果是一致的，允许传感器的空间位置的精确校准。
在后一校准方法的一个变型方案中，未知的(而不是已知的)均匀磁场被使用。磁力计在变化的位置以固定取向被未知磁场扫频。利用供给基准磁道的磁力计中的一个，其他磁力计的位置以这样的方式自适应地变化，使得它们的测量结果与参考单元的测量结果一致。这可以例如通过实现机械-磁-电子梯度下降算法的反馈回路来实现。使用在这个不均匀磁场校准中的轨迹可以由空间中的单一点组成。
模型拟合和位置检测
在图5中更详细地示意性示出的基站14通过其具有天线170的接收器160接收来自磁力检测器12的标准化位置信息，并将该信息发送给处理器180。还有，测量结果的标准化结果被组合以推导出工具5的位置(或者位置和定向)。为了这个目的，值bk用于拟合源于磁性工具5和地球磁场的组合磁场的模型ck(p)。此模型中的未知参数p是工具相对于超声转换器2的位置I、它的长度和定向d和它的磁性矫顽力m以及地球磁场E：
p＝{I,d,m,E}
模型ck(p)包括在给定一组参数p情况下的磁场的在磁力计k位置处的标准化分向量ck x(p)、ck y(p)、ck z(p)。借助技术人员已知的适当算法，得到参数p，其中，磁场的根据模型的分量与实际测得的分量的偏差被最小化：
Σk(bk-ck(p))2
合适的最小化技术是例如梯度下降算法以及莱文伯格-马夸特算法(Levenberg-Marquardt approaches)。此外，卡尔曼滤波技术或类似的迭代措施可以用来连续地进行这样的操作。
如果工具5具有足够的刚度，即它仅轻微弯曲，它可近似为直的中空柱体。这样的柱体的磁场等效于均匀地分布在柱体的端表面上的相反磁荷的磁场(即显示相反的磁力)，即，在工具的相对置的端上的两个圆形环，环具有相反磁荷。鉴于工具5的小直径，通过工具5的相对置的端上的两个磁点载荷可以使得载荷进一步接近。因此，根据该模型，工具5的沿向量d延伸的磁场从位置rk测量：
N(rk，d，m)＝m*(rk/|rk|3-(rk+d)/|rk+d|3)
这里|rk|和|rk+d|分别表明向量rk和rk+d的绝对值。借助于在磁力检测器12中磁力计120的已知位置和磁力检测器12相对于超声转换器2的相对位置，位置rk可以被转换成工具5相对于超声转换器2的位置I。因此，进一步考虑到地球磁场E，磁场的分量根据模型等于：
ck(p)＝N(rk，d，m)+E＝m*(rk/|rk|3-(rk+d)/|rk+d|3)+E
注意，与许多已知的接近(approach)方法相比，上述模型不假设针的磁场是偶极场。当磁力检测器(与针的长度相比)一般过于靠近针以致不能对偶极场有效近似时，这将过于简单化。
如上所述通过将模型拟合到通过磁力计120检测的被测量磁场值bk而获得的针位置随后通过线路16发送到处理单元3。在那里，它被叠加到从手持超声转换器2获得的组织图像上。
如果工具5在超声转换器2的成像平面中，如图1示意性示出的，针可以显示为实线。然而，针不在超声成像平面中是可能的。在这种情况下，可以将针的位置显示为投影到超声图像平面上，并可以通过改变其显示方式而在该显示中表明这是投影位置。例如，它可以显示为虚线和/或以不同的颜色显示。该工具总是可视化为线，其端部对应于该工具的尖端。取决于工具是否在成像平面的后面、前面，可以改变颜色或显示样式，并且如果它切割该成像平面，后面的部分可以以一种方式显示而前面的部分可以以另一种方式显示。
也可以在图像显示器上显示整个预期的针轨迹，这是该工具范围的直线延伸。在解剖特征可以在超声图像中被识别的情况下，也可以例如通过在针轨迹与这些特征的交点上显示一个圆或矩形来突出该交点。
尽管在图1中磁力计120被显示为在超声转换器2的前面的阵列，但也可以将它们以不同方式布置在超声转换器2上。
可选地，转换器2也可以设置有惯性测量单元，它通过监测转换器从初始位置的加速度来测量转换器的位置和定向。
磁性工具
磁性工具5至少部分地是永久磁铁，然而，该工具5可以包括非永久磁铁的磁性部件，例如电磁铁，例如，电流可被施加到其上以创建磁场的螺线管。可替代地，由于来自身体外的或来自工具5的另一部分的磁感应，工具5的插入部分可以是磁性的。
磁化可以由磁性涂层(优选永久磁性涂层)来提供。为了这个目的，它例如可以包括永久磁性颗粒，更优选纳米颗粒。“纳米颗粒”是在至少两个空间维度中尺寸等于或小于100nm的颗粒。
在本发明的一个实施方式中，工具具有基本上均匀的磁化。在另一个实施方式中，磁化在至少一个维度是不均匀的，也就是说，磁矩在大小和/或方向上变化(根据在工具上的定位)，从而产生一维或更多维磁性图案，例如类似于传统磁条(至少一维)或盘(二维的)的图案，如其用于例如在信用卡上进行信息的存储那样。在本发明的一个优选实施方式中，一维磁性图案可以沿工具的长度被记录。有利的是，这样的图案对于鉴别该工具可以是有用的。此外，通过利用不同的磁性代码标记工具的某些部分，这些部分能够被区分。本发明的该实施方式的一个可实现的优点是工具的位置和/或定向可以更好地确定，当工具的单独的部分可以被识别且对于它们的位置和/或定向单独地被跟踪。具体地，有利的是，工具的不同的形状(例如针在压力下弯曲)可被跟踪。此外，变形的工具和/或它的变形或变形程度可以更容易地确定。
阻抗的显示
图3(A)至(E)示出不同的方式，其中，由阻抗计8测量的阻抗值可以由显示器4显示。当然，阻抗值，或当工具5插入时的值，可被显示在不同的显示器上，例如与阻抗计8本身相关联的显示器上，但有利的是，它们以超声图像4被显示。同样，它们可被显示为简单的数值，但如果它们被显示为与显示图像4图形地对准或位于工具5的位置或轨迹上，是特别有效的。因此，图3(A)示出了被显示为沿工具路径、轨迹的绘图的阻抗值。可以看出的是，虽然阻抗值沿路径连续变化，但是存在有在超声图像中可见的与工具尖端穿过组织分界相关的较大的阶梯状变化。因此，这些阶梯状变化作为针对工具尖端正在穿过这些不同组织类型的确认。
图3(B)示出颜色编码的测量的阻抗值，其显示为在工具位置/轨迹上的覆盖，并且再次地，可以看出颜色变化，以与在超声图像本身中可见的组织分界对准。
图3(C)示出阻抗值转化为组织类型并且在超声图像上覆盖基于来自标准医学解剖学教科书的颜色编码的颜色编码，其中，例如，神经是黄色，动脉是红色，骨是白色。
图3(D)示出图3(B)和图3(C)的变型方案，其中，颜色编码仅显示在工具尖端的位置。
如在图3(E)所示，也可以的是，显示颜色编码的或者在超声图像绘制的阻抗值，而不是显示在超声图像上覆盖的阻抗值。如图3(E)中所示来辅助解释，有利的是，数值沿超声图像的两个正交侧被显示，以允许用户看到在超声图像中的组织分界与阻抗值大变化之间的视觉对准。绘制的或颜色编码的值显示为与投射到图像显示器的正交侧的工具5的尖端的位置一致。
而图3(B)、(C)和(D)示出在超声图像上叠加透明色，可替换地可以使用不同的图像属性，以指示阻抗值。例如，灰度值或单一颜色的灰度方案(即，从黑到感兴趣的单一颜色，例如红，经过256个不同的值)都可以使用。
实例过程
可以通过本发明的系统辅助的一个过程是，提供硬膜外麻醉的过程。使用超声成像系统，临床医生在超声图像中可以看到脊柱中的骨骼和肌肉和(有时)硬脊膜。磁力针跟踪允许临床医生能够看到针的进程，使得能够带领针尖迅速且容易地接近硬脊膜。当针击破硬脊膜并进入硬膜外腔时以及针还没有前进得太远时，所显示的阻抗值给临床医师提供确认。
作为另一实例，在局部麻醉过程中，超声和磁力针跟踪可以组合使用，以带领针尖接近神经。阻抗值允许临床医生在任何麻醉剂注入之前确认针尖是否接触神经或在神经内。阻抗值还指示针是否已经刺破血管，并且它将指示针是否已经穿过围绕神经的筋膜室-不能这样做是许多股神经阻滞失败的常见原因。
针穿刺过程中，阻抗值可指示用户，针是否在肿瘤的内部或外部，从而允许在材料的收集方面更高的精确度。
本发明对于训练目的(如根据阻抗测量和进而组织类型对在针尖的组织进行颜色编码)也是有用的，允许经验较少的用户得到明确指示，将他们在超声图像上所看到的与患者的解剖结构联系起来。
虽然在工具5上的电极主要设置用于阻抗测量，但也可以用它来提供电刺激。例如，它可以通过给电极7施加电信号来测量神经传导，而电极接触或接近神经。如果神经阻滞正常(即，麻醉药已经产生了预期的效果)患者不会感到任何的感觉。

Claims (22)

1.一种系统，包括：
超声转换器，用于发射超声波到被检者的身体内并接收来自所述身体的超声回波；
组织穿透医疗工具，具有用于插入到所述被检者的身体内的插入端；
位置检测系统，用于检测所述组织穿透医疗工具在所述被检者的身体内的位置；
设置在所述组织穿透医疗工具的插入端的第一电极，所述第一电极被暴露用于与所述被检者的身体电接触并且电连接到电源和阻抗计，所述阻抗计用于测量在所述第一电极和与所述被检者的身体电接触的第二电极之间的阻抗；以及
处理器和显示器，用于分析所述超声回波并显示所述身体的超声图像，并且适合于在所述超声图像上显示所述组织穿透医疗工具的由所述位置检测系统检测的所述位置。
2.根据权利要求1所述的系统，其中，所述阻抗计被连接到所述处理器和显示器，以便在所述显示器上利用超声图像显示所测量的阻抗。
3.根据权利要求2所述的系统，其中，所述处理器和显示器适合于显示所测量的阻抗的绘图，所述绘图位于所述组织穿透医疗工具在所述超声图像中的位置的显示之上。
4.根据权利要求2所述的系统，其中，所述处理器和显示器适合于通过根据所测量的阻抗值设定在所述超声图像中的显示属性，来显示所测量的阻抗。
5.根据权利要求4所述的系统，其中，所述处理器和显示器适合于根据所测量的阻抗值设定在所述超声图像中沿着所述组织穿透医疗工具的显示位置的显示属性。
6.根据权利要求4所述的系统，其中，所述处理器和显示器适合于根据所测量的阻抗值设定所述组织穿透医疗工具的插入端在所述超声图像中的显示位置处的显示属性。
7.根据权利要求5或6所述的系统，其中，如果所述组织穿透医疗工具在超声图像平面之外，则所述处理器和显示器适合于设定在投射显示位置处的显示属性。
8.根据权利要求4、5、6或7所述的系统，其中，所述显示属性设定是颜色或灰度值。
9.根据权利要求8所述的系统，其中，所述处理器适合于从所述阻抗值确定组织类型并显示具有区域颜色的所述超声图像，所述区域颜色根据组织类型且使用标准医学解剖学颜色编码来编码。
10.根据权利要求2所述的系统，其中，所述处理器和显示器适合于在超声图像的旁边显示所测量的阻抗的绘图。
11.根据权利要求2至10中任一项所述的系统，其中，所述处理器和显示器适合于显示当所述组织穿透医疗工具移动通过所述被检者的身体时的阻抗的变化。
12.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述组织穿透医疗工具是针。
13.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述第一电极设置在所述组织穿透医疗工具的尖端处。
14.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述第二电极设置在用于插入穿过所述组织穿透医疗工具的刺激导管上。
15.根据权利要求1至13中任一项所述的系统，其中，所述第二电极设置在用于插入所述组织穿透医疗工具的不同的测量计的针上。
16.根据权利要求1至13中任一项所述的系统，其中，所述第二电极设置在用于插入所述组织穿透医疗工具的管心针上。
17.根据权利要求1至13中任一项所述的系统，其中，所述第二电极设置在所述被检者的身体的皮肤上。
18.根据权利要求1至13中任一项所述的系统，其中，所述第二电极设置在所述组织穿透医疗工具的与所述第一电极间隔开的所述插入端上。
19.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，设置有多个第二电极。
20.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述电源适合于提供在交流电频率范围的电力并且所述阻抗计适合于测量在多个频率的阻抗。
21.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述位置检测系统是如下之一：磁性位置检测系统、光学跟踪系统、电磁跟踪系统或超声追踪系统。
22.根据前述权利要求中任一项所述的系统，其中，所述位置检测系统是磁性位置检测系统，其包括定位在所述超声转换器上的磁力传感器的阵列，用于检测磁化的组织穿透医疗工具相对于所述超声转换器的位置。
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