CN108366775B - 声学外科跟踪系统和方法 - Google Patents

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Abstract

公开了使用声能来获取和提供关于身体的外科特征的信息的系统、设备和方法。在一些方面，声学外科跟踪系统包括便携式声学换能器，以获得外科位置信息，从而用于将所述信息馈送到用于手术操作的外科手术系统。

Description

声学外科跟踪系统和方法
相关申请的交叉引用
本专利文件要求2015年10月8日提交的美国临时专利申请第62/239,169号的优先权。上述专利申请的全部内容通过引用并入本文作为本申请公开的一部分。
技术领域
本专利文献涉及使用声能进行诊断和治疗的系统、装置和处理。
背景技术
声学成像是采用声波通过介质传播的特性来呈现(render)视觉图像的成像模式。高频声学成像数十年已在各种生物医学领域中用作成像模式，以查看动物和人类的内部结构和功能。生物医学成像中使用的高频声波可以以不同的频率操作，例如，在1至20MHz之间的频率，或者甚至更高的频率，并且通常被称为超声波。基本上，超声成像操作的原理与声音导航和测距(SONAR)相同，其中一个或多个声波的发射引起来自结构的、被接收和处理以形成图像的一个或多个回波。包括不充分的空间分辨率和组织分化的一些因素可能导致使用常规超声成像技术的低于期望的图像质量，这可能限制其用于许多临床适应症或应用。与其他成像模式相比，超声成像的实时、非离子化、便携性和相对低成本特性使其对生物医学应用具有吸引力。
发明内容
公开了使用声能来获取和提供关于身体的外科特征的信息的系统、设备和方法。在一些方面，声学外科跟踪系统包括便携式声学换能器，以获得外科位置信息，从而用于将该信息馈送到用于手术操作的外科手术系统。
在本技术的一些方面，声学外科跟踪系统(OTS)包括工程声学阵列和支撑结构，其中声学阵列提供声学耦合介质，因其涉及换能器结构以及感兴趣的身体部位。例如，声学阵列结构的多个超声换能器发射并接收用于实时跟踪骨骼的形状、位置和运动的超声波。所接收的超声回波被处理以估计骨骼的六自由度(6DoF)位置坐标，这在一些实施方式中可以与3D层析成像信息相结合。由声学OTS提供的信息可用于医疗计划、医疗程序、手术程序、全自动手术、机器人辅助手术和生物识别技术中。
在一些方面，用于外科跟踪的方法包括从多个超声换能器发射(例如，一次一个顺序地、同时地、或以错时(time-staggered)或延时(time-delayed)的方式)超声脉冲。每个发射伴随着对应于单个发射的、一个或多个换能器元件上的声学回波的接收。接收到的回波被放大、滤波并充分时间采样，以保留与来自软组织和骨骼的回波对应的所有相关频谱信息，正如奈奎斯特(Nyquist)采样定理所规定的。接收到的回波被数字采样并被存储以用于处理。在一些实施例中，所使用的波形包括扩展频谱波形，所述波形是对于有害因素(诸如频率和深度相关的衰减、电子噪声、相邻通道之间的串扰以及声学混响)高度稳健的波形。由于骨骼反射的镜面性质，相比于来自软组织的回波和来自骨骼本身内的回波，来自组织-骨骼交界的回波将呈现出不同的并且可识别的回波特征。所有骨骼(例如，股骨和胫骨)在骨骼长度上具有唯一的截面图案。将在骨骼上的一个或多个点处采样的、来自骨骼的镜面声学回波图案与根据阵列几何结构采样的图案库相匹配，以确定骨骼的形态，并且因此，根据换能器相对于空间中固定点的位置，在6DoF坐标空间中估计骨骼的定向。信号处理被应用于接收到的射频(RF)回波中存在的幅值和相位信息，以确定图案匹配并识别正被跟踪的骨骼的6DoF坐标、对沿每个换能器的轴的组织和骨骼速度和加速度的估计、还有与图案匹配相关的参数、以及对所识别的6DoF坐标的不确定性的估计。
在一些应用中，例如，本技术可用于在膝部的计算机辅助手术(CAS)期间跟踪腿中的胫骨和股骨，包括但不限于全膝关节置换术(TKA)和全膝关节置换术(TKR)。当前最先进的TKA和TKR程序需要将对准杆以手术方式放置到胫骨和股骨两者中，以使用外部光学跟踪器来严格跟踪所述两种骨骼。例如，为了放置对准杆，在皮肤上做小的切口，在骨骼上钻孔，并将杆拧入孔中。该程序是侵入式的，导致皮肤上留下难看的疤痕。这可能会损害骨骼的完整性，特别是对于老年患者。这是潜在感染的地方，可能引起手术后并发症。所公开的技术设想用非侵入式的跟踪来代替这种侵入式的跟踪。
附图说明
图1A示出了用于获取声学成像数据的、包括声学换能器阵列和支撑结构的本技术的示例性声学外科跟踪系统(OTS)的示图。
图1B示出了示例声学OTS的图像。
图1C示出了结合外部设备或系统实施的声学OTS的示例实施例的框图。
图1D示出了数据处理单元的示例实施例的框图。
图1E示出了示例合成孔径超声/声学(SAU)系统。
图2A-1和图2A-2示出了本技术的示例性声学换能器阵列结构的示意图，示出了该结构的俯视图、侧视图和截面视图。
图2B示出了示例性声学换能器阵列结构的示图，所述声学换能器阵列结构包括与接收体相接的声学耦合器以用于声学信号发射和接收。
图3A示出了附接到主体的股骨的声学OTS 100的各种三维视图。
图3B是图3A中所示组件的另一视图。
图3C示出了每条腿采用两个换能器阵列的所公开系统的一部分的三维视图。
图3D是关于主体描绘示例声学OTS 100和声学耦合器112的分解图的三维视图。
图4示出了探索可以用于示例声学OTS的特定的一组约束条件的元件直径和中心频率的行业研究图。
图5A示出了示例层析成像阵列的顶视图。
图5B示出了具有特定参数的示例层析成像阵列的顶视图。
图5C示出了图5B的层析成像阵列的侧视图。
图5D示出了图5B的层析成像阵列的等距视图。
图5E示出了示例层析成像阵列，其中在相连的元件组上实现发射。
图5F示出了示例层析成像阵列，其中波束的焦点落在由相连的阵列元件跨越的弧长和角度所构成的扇区内。
图5G示出了图5F的层析成像阵列中的第二波束发射。
图5H示出了层析成像阵列的示例配置，其中接收孔径包括以发射孔径为中心或近似为中心的一个或多个元件。
图5I示出了层析成像阵列的示例配置，其中对于两个焦点维持1分之f数。
图5J示出了层析成像阵列的示例配置，其中多个发射在时间上交错。
图5K示出了与图5J中的配置相关联的、作为时间的函数的发射和接收信号的示例序列。
图5L示出了层析成像阵列的示例配置，其中一个或多个接收发生在距发射孔径的相位中心90度和-90度之间的阵列元件上。
图6A示出了来自悬浮在水中的人类股骨的镜面回波特征。
图6B是示出与超声回波的镜面分量匹配和不匹配的图案的镜面回波特征。
图7A示出了人类股骨的示例径向图案。
图7B示出了人类股骨的径向图案的另一视图。
图7C示出了人类胫骨的示例径向图案。
图7D示出了作为股骨长度的函数的围长或周长。
图7E示出了作为胫骨长度的函数的围长或周长。
图8A示出了穿过包含骨骼的软组织发射和接收回波的两个换能器的简单布置。
图8B示出了与每个换能器或波束或换能器集合或波束集合相关联的示例目标函数。
图9示出了示例系统，其中声学OTS系统与第三方手术导航系统(3PSNS)集成。
图10A示出了患者的骨骼坐标系、OTS超声换能器阵列坐标系和3PSNS光学阵列坐标系之间的关系。
图10B示出了类似于图10A的骨骼跟踪坐标系，但是示出了在将来时间t＝T时的超声阵列位移。
图11示出了OTS的示例硬件框图。
图12示出了示例OTS软件架构结构的框图。
图13示出了在时间T时的股骨六自由度(6DoF)坐标系。
具体实施方式
通过在物理弹性介质(诸如，生物介质，包括组织)内发射声学波形(例如，脉冲)可以执行声学成像。声学波形从换能器元件(例如，换能器元件阵列)朝向目标感兴趣体积(VOI)发射。声学波形在介质中朝向目标体积的传播可能遇到使得该声学波形从两种介质(例如，不同的生物组织结构)之间的边界部分地反射并部分地透射的结构。所发射的声学波形的反射可以取决于两种介质之间(例如，在两种不同生物组织类型之间的交界处)的声学阻抗差异。例如，所发射的声学波形中的一些声能可以被散射回交界处的换能器以被接收，并且被处理以提取信息，而其余部分可以继续传播并到达下一种介质。在一些情况下，由于反射介质中所包含的两个或更多个阻抗充当散射中心，可能发生反射的散射。另外，例如，基于介质的特性和/或声波的性质，声能可以被折射、衍射、延迟和/或衰减。
声学成像系统换能器可以采用压电元件阵列来向目标VOI(例如，目标生物组织)发射声学脉冲并接收从其内的散射结构返回的返回声学信号(回波)。在这样的系统中，换能器阵列用作成像系统的孔径。声学波形(例如，超声脉冲)可以被电子地操纵并且聚焦通过平面或者体积，并且被用来产生用于形成目标的图像的返回回波的1D、2D和/或3D图(map)。波束成形可以在发射和接收中发生。例如，在发射中，波束成形可以包括利用通道之间的相位差来形成、聚焦和操纵波束。在一些实施方式中，在换能器阵列处发射和接收的超声脉冲和返回回波可以在阵列中的每个换能器处被个别地在时间上延迟以充当相控阵列。
例如，声波速度和声学阻抗差异可存在于换能器和接收声学波形的介质(例如，被称为接收介质，用于向目标体积传播声学波形)之间的交界处。这些差异干扰了声学信号的发射和返回回波的接收，降低了执行声学成像、距离多普勒(range-Doppler)测量或治疗应用的结果质量或能力。声学阻抗差异由两种介质的不同材料特性(例如，材料密度)和声波速度引起，使得大量的发射声能量将在交界处被反射，而未完全穿过交界被透射。
在常规的真实孔径(real aperture)超声成像系统中，图像的质量直接取决于由超声系统的换能器产生的声学场，并且通常顺序地获取图像，一次一个轴向图像线(即，目标区域范围的逐片(slice)扫描)。这对成像期间的帧速率设置了限制，这在各种实时超声成像应用(例如，包括移动目标的成像)中可能是有害的。
为了解决常规的真实孔径超声成像的限制，可以使用合成孔径超声成像来改善超声图像的质量。“合成孔径”是这样的概念：连续使用一个或多个较小的真实孔径(子孔径)来检查VOI，其相位中心沿特定或任意形状的已知一维(1D)、二维(2D)和/或三维(3D)路径移动，以实现更大的有效(非真实)孔径从而用于获取图像。可以通过机械地改变电声学换能器(例如，换能器阵列)的空间位置为连续波束发射和/或接收位置、通过电子地改变电声换能器阵列上连续波束发射和/或接收位置的相位中心、或者通过任何上述的组合，来形成合成孔径。基于合成孔径的成像最初用于雷达系统中，以根据飞行器从上方扫描感兴趣区域对地面上较大区域进行成像。在超声成像中聚焦的合成孔径基于从超声发射元件到VOI位置的几何距离以及从该位置返回到超声接收元件的距离。在超声成像中，使用合成孔径使得能够通过分析所接收到的、从所有方向记录在多个发射器和接收器位置中的每个处的返回回波(例如，单静态和双静态回波)的幅值和相位数据来聚焦在目标地区中的点上，以提供关于整个区域的信息。由于返回回波的方向不能仅根据一个接收器通道而确定，所以使用许多接收器通道来确定包含于返回回波中的信息，所述回波在一些或全部通道上被处理，以最终呈现用于产生目标区域的图像的信息。
所公开的用于声学外科跟踪的系统、设备和方法还可以包括用于合成孔径声学成像和/或距离多普勒测量的技术。在一些实施方式中，所公开的技术包括设计用于在合成孔径超声(SAU)应用中生成、发射、接收和处理相干、扩展频谱、瞬时宽带、编码波形的架构。这种涉及相干、扩展频谱、瞬时宽带、编码波形和合成孔径超声的生成、发射和数据处理的示例在美国专利第8,939,909号和美国专利申请公开第2015/0080725号中被描述，其通过引用并入本文作为本专利文件的一部分。
例如，在SAU系统的实施方式中使用相干波形可以允许一部分或整个回波返回与选择的参考信号(例如，发射波形)的复相关。这种相干复相关允许减少图像和信号伪影以及在较低的信噪比和存在干扰的情况下提取数据。
在SAU系统的实施方式中使用扩展频谱信号可以允许具有预定和明确的幅值和相位频率内容的声学波形的确定性设计。例如，通过明确地限定扩展频谱的每个频率分量的幅值和/或相位，可以构造复合声学波形，使得可以采用信号和信息处理技术从回波返回中提取最大量的信息，例如，接近数学极限。
在SAU系统的实现中使用瞬时相干、宽带、扩展频谱、编码波形可以实现在每个发射-接收间隔期间捕获所有可用信息，例如，由此使由活体生物标本的不均匀的、动态的性质以及由收集处理中的伪像引起的运动所产生的返回信号的衰败最小化。另外，例如，可以通过使用所公开的技术的信号和信息处理方法来提取基本物理参数(诸如，体积模量、密度、衰减、声学阻抗、幅值反射、群延迟或其他)，以实现VOI中组织的区分和分类。例如，所公开的SAU技术中的一些信号和信息处理方法可以包括对所接收的频率和角相关的宽带、扩展频谱、合成孔径接收信号回波进行操作的逆数学技术以用于区分和/或分类VOI中组织、以及专家系统技术，例如，确定性、支持矢量网络和神经网络技术。
在所公开的SAU系统的实施方式中，波形的每个频率分量的明确幅值和/或相位编码可以提供多种益处。例如，幅值编码允许换能器阵列和声学传播通道的频散特性的明确补偿。每个频率分量的幅值和/或相位编码允许宽瞬时波形的确定性的波束成形和操纵。示例性发射信号的每个频率分量的明确幅值和相位编码使得峰值-平均功率比(PAPR)能够最小化以及声学功率在宽带上的扩展，例如，使有害的生物效应最小化。例如，通过明确地定义扩展频谱信号的每个频率分量的幅值和/或相位，可以构造可同时发射的波形，这些波形表现出彼此之间的最小干扰，使得可以采用信号和信息处理技术来恢复与每个个别发射波形相关联的接收信号。此外，由于这些波形的特定模糊特性，所公开的SAU技术的编码的扩展频谱声学波形可以允许运动补偿。
公开了使用声能来获取和提供关于身体的外科特征的信息的系统、设备和方法。在一些方面，声学外科跟踪系统包括便携式设备，所述便携式设备包括符合主体的身体部位以获得外科位置信息的声学换能器阵列，以及包括用于产生识别骨骼的形状、位置和运动信息的数据集的信号和数据处理单元，例如，用于将信息实时馈送到用于诊断或治疗应用的外部装置，诸如，用于手术操作的外科手术系统。
尽管在此描述的公开实施例主要涉及使用本技术的声学跟踪系统来跟踪外科解剖结构以促进对基本概念的理解，但应理解的是，所公开的实施例还可以包括跟踪其他可从其中获得镜面信息的解剖学或非解剖学结构，所述结构可包括但不限于身体的柔韧区、体壁或器官(例如，肾脏、膀胱等)。
所公开的声学OTS的示例性实施例
图1A和1B分别示出了示例性声学外科跟踪系统(OTS)100的视图和图像。声学OTS100包括声学换能器阵列和支撑结构110(也被称为“结构”)，所述声学换能器阵列和支撑结构110被配置为符合用户的身体，用户的身体包括手臂或腿肢、头部、颈部、胸部、躯干或其他身体部位，并且所述声学换能器阵列和支撑结构110由声学OTS 100用于获取声学成像数据，例如，用于产生声学图像、距离多普勒测量和/或馈送到诸如外科手术系统的治疗系统以影响手术操作。声学OTS 100包括信号接口模块120，以提供声学换能器阵列结构110与信号生成器和处理设备140(图1C中所示)之间的接口。信号接口模块120可以包括信号处理电路和用于放大、多路复用、模拟到数字(A/D)转换和/或数字到模拟(D/A)转换的组件，或者以其他方式调节要由声学换能器元件阵列发射的电信号和从声学换能器元件阵列接收的电信号从而利用信号生成器和处理设备140进行信号发射和接收。
信号生成器和处理设备140包括发射和接收电子单元142以及数据处理单元144，如图1C的框图所示。在国际(PCT)申请公开第WO2016/149427号中描述了本技术的(生成器和处理设备140的)发射和接收电子单元142的一些示例，该申请通过引用并入与本专利文件中。一个示例包括上述PCT公开(再现为本文件中图1E)中示出的合成孔径超声/声学(SAU)系统100，其中SAU系统100包括发射/接收电子模块(TREM)110E，其与声学探测设备120E以及与驻留在TREM 110E或外部计算机装置130E上的数据处理单元进行电通信。TREM110E被配置为在多个通道上生成传送到探测设备的个体编码波形，用于基于个体生成的编码波形来发射和接收一个或多个复合波形(例如，相干、扩展频谱、瞬时宽带、编码波形)。在声学OTS 100的实施方式中，探测设备可以包括声学换能器阵列结构110。TREM 110E包括波形生成器单元，该波形生成器单元包括函数生成器和任意波形生成器(AWG)。TREM 110E包括系统控制单元，以控制波形生成器单元从而进行个体编码波形的合成。TREM包括信号调节和处理电路，以放大、选择和/或转换模拟和数字信号，例如，可以包括模拟/数字转换器、多路复用器、放大器等。TREM110E包括数据处理单元(例如，处理器或微控制器和存储器)被配置为与计算机130E的中央处理单元(CPU)传送数据(例如，诸如关于波形合成或探测控制的可执行指令和/或所获取或处理的数据)。
返回参考图1A，声学OTS 100包括与声学换能器阵列结构110和信号接口模块120通信的连接器130(例如，线缆)，以在结构110与模块120之间提供数据通信(例如，传送电信号)。在连接器130的一些实施方式中，例如，连接器130是应变消除的，并且包括可附接和可拆卸的末端，以利用一个或多个密封件而被耦合到结构110以防止污染物侵入。在一些实施例中，例如，连接器130的外部覆盖材料可以由耐高压高温材料配置以允许消毒。在一些实施例中，例如，连接器130可以永久地附接到结构110，例如，其可以包括在外部覆盖物上的耐高压高温材料或者由与被布置(例如，一次性使用)相容的材料配置。
图1C示出了可结合外部装置或系统150(例如，诸如用于手术操作的外科手术系统)来实施的本技术的系统的示例实施例的框图。该系统包括声学OTS 100以及信号生成器和处理设备140。声学换能器阵列结构110(例如，经由信号接口模块120)连接至信号生成器和处理设备140的发射和接收电子单元142(例如，通过双向模拟和/或数字信号线)。发射和接收电子单元142可以包括电路和电子组件，包括但不限于功率放大器、RF放大器、可变增益放大器、双工器、多路复用器、数字转模拟转换器、模拟转数字转换器、ASIC、FPGA、DSP、RF变压器、模拟滤波器、数字滤波器、以太网电路、PCI电路、数字缓冲器、RAM、非易失性存储器、通信组件和电源电子设备。发射和接收电子单元142与信号生成器和处理设备140的数据处理单元144通信以对设备140的数据进行处理和存储。
在设备140的一些实施例中，数据处理单元144可以驻留在一个或多个计算机上(例如，台式计算机、膝上型计算机，经由互联网与彼此数据通信的计算机设备的网络(例如，在“云”中)或其他计算设备，包括但不限于智能手机、平板电脑或可穿戴计算/通信设备)。在设备140的一些实施例中，数据处理单元144可以驻留在包括发射和接收电子单元142的设备结构(例如，外壳)中。发射和接收电子单元142与数据处理单元144经由数字接口(例如，数字接口可以是任何接口，或包括但不限于USB、火线、以太网、PCI、IEEE 1394串行、Wi-Fi、光纤通道、光纤、无线总线、串行总线或并行总线的接口的集合)进行通信。
数据处理单元144可以包括可编程处理单元和存储设备，其可以包括但不限于以下组件：例如，一个或多个处理器、串行处理器、并行处理器、数学协同处理器、通用图形处理单元(GPU)、FPGA、ASICS、DSP、非易失性存储器、RAM、数字缓冲器、存储设备、硬盘驱动器、USB、火线、以太网、PCI、IEEE 1394串行、Wi-Fi、光纤通道、光纤、无线总线、串行总线、外部显示适配器、外部显示驱动器、并行总线、通信组件和电源电子设备。在一些实施例中，例如，设备140还可以包括显示设备148，例如，诸如监视器、扬声器或产生视觉、音频或触觉输出的组合的其他设备。例如，在一些实施例中，当数据处理单元144驻留在计算机上时，显示设备148可以与数据处理单元144合并在一起，例如，诸如在单个单元中或者分离地通过线缆连接至外部显示器。
数据处理单元144配置成处理从声学OTS 100获取的声学数据以产生主体的外科结构(例如，骨骼)或特征的数据集，包括生物学和位置信息，例如，诸如骨骼形状、密度、位置、定向和/或运动结构特征和整体骨骼。数据处理单元144可以将产生的数据集提供至外部设备150。例如，在一些实施方式中，系统产生用于实时地将信息提供至用于诊断或治疗应用的外部设备150的数据集。
图1D示出了数据处理单元144的示例实施例的框图。在此示例中，数据处理单元144包含处理数据的处理器182和与处理器182通信以存储数据的存储器184。例如，处理器182可以包括中央处理单元(CPU)或微控制器单元(MCU)。例如，存储器184可以包括处理器可执行代码，所述代码被处理器182执行时，配置数据处理单元144以执行各种操作，诸如接收信息、命令和/或数据、处理信息和数据、以及将信息/数据发送或提供至另一个实体(例如，外部设备150)。为了支持数据处理单元144的各种功能，存储器184可以存储其他信息和数据，诸如指令、软件、值、图像和由处理器182处理或参考的其他数据。各种类型的随机存取存储器(RAM)设备、只读存储器(ROM)设备、闪存设备以及其他合适的存储介质可以用于实现存储器184的存储功能。存储器184可以存储数据处理单元144以及设备140的其他单元的数据和信息。例如，存储器184可以存储设备单元参数和硬件约束以及用于在设备140上操作的软件参数和程序。在该示例中，数据处理单元144包括输入/输出(I/O)单元186，其可以允许数据处理单元144与设备140的其他单元的通信连接能力。例如，I/O单元186可以提供数据处理单元144以与其他设备或系统进行通信，例如使用与典型的数据通信标准兼容的各种类型的有线或无线接口，例如，包括但不限于通用串行总线(USB)、IEEE 1394(FireWire)、蓝牙、IEEE 802.111、无线局域网(WLAN)、无线个人区域网(WPAN)、无线广域网(WWAN)、WiMAX，IEEE 802.16(全球微波接入互操作性(WiMAX))、3G/4G/LTE蜂窝通信方法以及并行接口。I/O单元186还可以提供数据处理单元144到外部接口(例如外部设备150)、数据存储源或显示设备(例如显示设备148)的通信连接能力。数据处理单元144的I/O单元182还可以与其他外部接口、数据存储源和/或视频或音频显示设备等相接，以检索和传送可由处理器182处理的、存储在存储器184中的或在设备140的输出单元(例如，显示设备148)上展示的数据和信息。
返回参考图1C，在一些实施例中，该系统包括位置跟踪设备146，以向数据处理单元144提供数据，该数据用于确定具有6DoF的身体部位的外科结构的位置坐标、定向以及其他位置和运动信息。数据处理单元144与位置跟踪设备146通信(例如，可以通过数字接口配置)。位置跟踪设备146可操作为跟踪声学OTS 100的声学换能器阵列结构110的位置，例如，包括布置在结构110中的个体阵列元件111的位置数据。在一些实施方式中，例如，位置跟踪设备146可通过采用设备146的非接触式传感器来测量声学换能器阵列结构110的位置，以获得结构110和/或所述结构110附接到的身体部位的数据。位置跟踪设备146的传感器的示例可以包括但不限于光学传感器(例如，视频相机、CCD、LED等)、磁性传感器(例如，磁力计、霍尔效应传感器、基于MEMs的磁场传感器等)、速率传感器(例如，陀螺仪传感器、加速度计等)和/或电磁、射频和/或微波传感器或其他检测器。位置跟踪设备146被配置为向数据处理单元144提供经处理的坐标信息或提供用于原始传感器数据以由数据处理单元144处理来产生结构111和/或身体部位的坐标信息。数据处理单元144可操作为处理坐标信息以及从声学OTS 100获得的接收到的声学回波，以生成主体的外科特征的骨骼位置的6DoF坐标估计、误差估计、声学图像以及其它相关参数，例如，以1kHz或更高频率的更新率来生成。经数据处理的6DoF骨骼坐标、定向和/或其他信息(例如，与特定应用有关的信息)可以由设备140的数据处理单元144传送至外部设备150以供外部设备150使用。
位置跟踪设备146的一个示例可以包括Stryker手术导航系统(SNS)，例如，诸如Stryker NAV3i平台。Stryker NAV3i平台包括数码相机技术、位置数据处理设备和多个用于实时跟踪的可视化显示监视器。例如，Stryker NAV3i平台包括具有一个或多个相机(例如，内置LiveCam)的导航相机臂，用于在大的运动范围上成像，例如，以适应各种程序和方法。例如，Stryker NAV3i平台的数据处理设备包括工业计算机(例如，具有高端处理速度和RAM)和具有触摸功能的IO平板用户界面，例如，具有无线集成(例如，DICOM查询/检索和用于平滑集成到医院网络的DICOM客户端功能)以及到其他数据处理设备(例如，诸如设备140的数据处理单元144)的各种I/O输出(例如，HDMI等)。
图2A-1和图2A-2示出了示例性声学换能器阵列结构110的示意图，示出了该结构的俯视图、侧视图和截面视图。声学换能器阵列结构110包括换能器元件阵列以及容纳和放置换能器元件111的外壳本体119，以用于向/从声学换能器阵列结构110所应用到的容积(mass)发射和接收声学信号。外壳本体119包括弯曲部段，在该弯曲部段处放置有声学发射和/或接收换能器阵列的换能器元件111，其中外壳本体119的弯曲部段可以被配置成根据该结构110在声学成像、测量或其他实施方式中所应用到的特定身体区域或部位的各种尺寸和/或曲率进行调整。例如，弯曲的外壳本体119的长度、深度和弧度可以被配置为与解剖结构上的感兴趣区域完全接触，该解剖结构例如，诸如胸部、手臂、腿部、颈部、喉咙、膝关节、髋关节、踝关节、腰部、肩部、或人或动物(例如，犬)主体的其他解剖结构，以对这种结构内的目标体积成像或将超声治疗应用于这种结构内的目标体积，诸如脾肿块、癌性或非癌性肿瘤、军团症、扭伤、撕裂、骨骼轮廓和其他损伤或疾病的迹象。
图2B示出了耦合到声学耦合器112以与接收体相接来用于声学信号发射和接收的声学换能器阵列结构110的图。声学耦合器112耦合到声学换能器阵列结构110的换能器元件111，从而在结构110与接收体(例如，主体的身体部位)之间创建声学信号传输界面。换能器元件111经由柔性托架(bracket)118附接到外壳本体119。如图所示，声学耦合器112能够直接符合换能器元件111的表面。在这个示例中，声学耦合器112通过柔性托架118的夹件(clip)组件的外表面上的粘合剂113附接到夹件，例如，以与水凝胶的“粘性区域”和/或声学耦合器112的外衬对准接触。所述夹件配置为围绕外壳本体119的唇缘附接以提供声学耦合器112与换能器元件111的面111B之间的直接接触。换能器元件111可以包括与用于将电和声能相互转换的电通信元件相接的换能器声学衬背部分111A。
图3A至3D示出了图示出围绕患者腿部穿戴的示例性声学OTS或多个声学OTS的图，所述OTS用于确定骨骼的形态、骨骼在空间中的定向或患者腿末端的其他解剖参数。图3A和3B示出了可以在诊断和/或治疗程序期间附接到主体股骨的声学OTS 100的各种三维视图。图3C示出了所公开的每条腿采用两个换能器阵列的系统的一部分的3D视图，包括将两个声学换能器阵列结构110附接到腿上：一个用于跟踪胫骨，一个用于跟踪股骨。图3D示出了描绘关于主体的示例声学OTS 100和声学耦合器112的分解图的3D视图。
针对本技术的各种实施例和实施方式，进一步描述了所公开的系统的示例性特征，包括声学换能器阵列结构11、信号生成器和处理设备140和/或位置跟踪设备146。
声学换能器阵列结构110包括固定到框架或外壳本体119(例如，图2B中所示)的超声换能器，并且被配置为完全或部分地围绕包含一个或多个骨骼的身体部位。例如，结构110可以被配置为弯曲或近似弯曲的，例如，如圆形或椭圆体的形状。例如，弯曲结构可以是打开的，以围绕身体部位覆盖120或270度。开口可以提供用于访问身体的特定区域的能力(例如，用于访问髋骨)。在一些实施例中，例如，结构110是圆形的并且围绕骨骼覆盖360度。结构110可以是柔性的、半柔性的或刚性的。
在柔性的实施例中，结构110任意地符合身体部位，例如，像套筒一样。附接至柔性材料的换能器实现该实施例。柔性材料可以包括但不限于橡胶(诸如胶乳橡胶、丁腈橡胶、氯丁橡胶、硅橡胶及其组合)。柔性材料还可以包括聚合物、塑料和树脂。柔性电路和柔性同轴线缆实现了与传感器的柔性电连接。
在半柔性的实施例中，例如，结构110可以在包含换能器的刚性部段之间包含铰链或枢轴点，类似于链条中的链节。由半柔性设计提供的自由度允许结构110符合各种形状。位于每个枢轴点上的位置编码器实现相邻部段之间相对角度或绝对角度的测量。注意到，6DoF是指具有根据3个正交轴(例如，通常称为x，y和z轴)的三维空间坐标的笛卡尔坐标系，加上围绕每个相应轴的旋转角(通常分别称为滚动角、俯仰角和偏航角)。
在刚性的实施例中，例如，结构110可以是固定形状，诸如圆形或椭圆形环或近似圆形或椭圆形多边形。结构110的刚性的实施例在所有维度上都是结构上非柔性的。
在一些实施例中，例如，结构110支撑超声换能器，使得所有换能器的6DoF位置相对于支撑结构上的一个或多个指定点是已知的、测量的或校准的量。在其它实施例中，例如，每个换能器的6DoF位置相对于一个或多个外部空间参考点是动态地测量的。
特别是在柔性的实施例中，尽管还有刚性和半刚性的实施例，可以动态地测量从外部参考点到结构110的换能器111或外壳本体119上的点的距离，例如但不限于使用光学成像相机(例如，CCD)、光学传感器(例如，光电二极管)、光学图案(例如，QR码)、发光二极管、光纤、量子点、荧光粒子、磁性传感器(例如，磁力计、霍尔效应传感器、基于MEMS的磁性传感器等)、磁性粒子、磁体、电磁体、磁性纳米粒子、金纳米粒子、MEMS传感器、电容传感器、电磁传感器、微波传感器中的一种或多种以及上述的组合。对于这样的测量，利用已知的6DoF坐标来测量从一个或多个共同空间参考点到结构的距离。根据三个或更多个距离测量结果对与结构上的每个测量点对应的6DoF坐标进行三角测量。例如，每个换能器或结构的测量不确定性近似地与每个换能器或结构所进行的独立测量的总数的平方根成比例地减小，如果，例如，每个换能器具有多个传感器或测量点，以便实现6DoF坐标的三角测量。实时地计算从一个或多个空间参考点到结构上的一个或多个测量点到每个单独换能器的坐标变换并存储，以用于确定骨骼相对于一个或多个空间参考点的位置。坐标变换的顺序可以遵循几种方法或形式来达到相同的结果，例如，使用方向余弦、欧拉角或四元法。
结构110的形状可以被优化以适应特定身体部位。结构110可体现特定于各种群体(例如，女性或男性)的人体工程学形状和尺寸。在一些实施例中，例如，身体部位滑动穿过结构110的内径区域直至骨骼将被跟踪的点。例如，测量胫骨的声学换能器阵列结构在脚、脚踝上滑动，经过小腿肌肉至膝关节下方约3至6英寸的区域。例如，该结构被制定尺寸为适应特定身体部位(例如，直径范围为6至10英寸的小腿肌肉)的特定尺寸范围。
结构110可以由多种材料制成，例如，包括但不限于铝、钛、不锈钢、聚合物、玻璃纤维、塑料、橡胶、玻璃或树脂的组合或复合材料。
结构110被设计成当身体部位移动时与身体部位一起移动。例如，当结构110被放置为围绕包含股骨的大腿和腿筋区域时，并且当腿部被操纵时，结构110能够与腿一起移动，使得角度偏移(excursion)不会对声学数据获取造成不利影响。例如，结构110可以被配置为重量轻的，以便当含有骨骼的身体部位移动时使机械动量最小化。
结构110相对于身体部位内包含的骨骼具有运动自由度。结构110相对于骨骼的运动范围可以通过将结构110附接到身体部位的方法而被限制。例如，如果用带将结构110系在身体部位上，则结构110在身体部位移动时大致跟随身体部位，但是带的柔性以及皮肤和下面的软组织的柔性使得结构110的运动，虽然是有限的运动。在一些实施例中，例如，结构110被设计成相对于骨骼(包含于身体部位内)具有至少有限的运动自由度，但是结构110并非刚性地耦合到身体部位或者身体部位内包含的骨骼的运动。例如，在操作中，可以相对于结构110来估计骨骼的时间相关的6DoF坐标，并且结构110的6DoF坐标将骨骼的6DoF坐标转换为时间上的每个瞬时的、空间中的固定点。可以实施这样的操作，这与通过应用于结构110的时间相关的6DoF坐标的静态或时间无关的变换进行获得形成对比。另外，例如，结构110相对于骨骼的运动可以被操作，从而使得这种运动是有限的，例如，以防止结构110从身体部位脱落。结构110可以附接到特定区域中的身体部位，骨骼在该特定区域中与另一个区域相比包含更容易被跟踪的特征。
结构110相对于骨骼的非刚性耦合比刚性耦合的其他方式更具有优势。最重要的是，例如，该耦合是非侵入性的。另外，例如，结构110的非刚性耦合不需要与手术相关联的方法，诸如切口、钻孔、注射、金属螺钉、金属杆、临时植入物、永久植入物和缝合线。结构110的非刚性耦合还保护身体免受损伤例如，诸如瘀伤、感染、出血、血块、挫伤和疤痕组织。结构110的非刚性耦合还自然地符合人体工程学，并且被配置为自动找到结构110和其将要附接到的身体部分两者中的最低机械应力，其中这里所称的机械系统包括结构110、声学耦合器112、身体部位、骨骼以及用于将结构110固定到身体部位并允许有限的运动的结构110的部件。例如，将来自结构110的声能耦合到不规则形状的身体部位时使用声学耦合材料，例如，诸如柔性、弹性和可变形的水凝胶。
在一些实施例中，例如，结构110可以是圆柱形的，具有可变的或固定的高度，以适应不同的身体部位，并且用于将包含换能器的结构110固定到身体部位。结构110可临时固定到身体部位。例如，声学换能器阵列结构110可以包括稳固组件，以将结构110固定到身体部位，其中所述稳固组件可以包括但不限于带、粘合剂、条带、带扣、按扣、按钮、魔术贴和套箍以及其组合。
可以使用圆环结构的柔性圆柱形延伸(例如，橡胶套箍)，来将结构110保持到身体部位。套箍的内径可以略小于身体部位的围长，以便滑过身体部位并将其牢固地保持围绕整个围长。橡胶套箍可以围绕整个身体部位形成密封，使得患者与包含换能器的结构之间的空隙可以填充有液体或半液体声学耦合介质。套箍可以由纯或复合弹性材料制成，包括但不限于橡胶弹性体、硅树脂、聚氨酯、乳胶、氯丁橡胶、天然橡胶、织物、尼龙、丝绸或棉花。所述套箍可以被高压灭菌，以用于重复使用或者仅可用于一次性使用。与高压灭菌和化学灭菌相容的材料在医疗器械领域是众所周知的。
声学耦合介质对于通过皮肤和软组织在换能器与骨骼之间耦合声能是必需的。所公开的技术的声学耦合介质112可以包括几种材料，例如，包括但不限于水、聚合物、有机溶剂、有机化合物、无机化合物及其组合。声学耦合介质112可以具体包含水、丙烯酰胺、双丙烯酰胺、PVA、PVP、DMSO、丙二醇、苯甲酸钠、海藻酸钠、硼酸钠、氯化钠、过硫酸铵、硫酸钙、硫酸镁、四甲基乙二胺(TMED)、壳聚糖、乙酸、乙醇、聚乙二醇、山梨醇、右旋糖和芦荟以及其组合。声学耦合介质112可以包含有机或无机化合物或颗粒以使其成为抑菌剂。
声学耦合介质112可以是具有与软组织类似的声速和声学阻抗的液体或凝胶。在一些实施例中，例如，由声学耦合介质112提供的声速的范围为1450至1590m/s以适应软组织，例如，分别为脂肪到肌肉的范围。在一些实施例中，例如，声学阻抗的范围为1.3至1.7MRayl(kg/(sec·m2)×106)，以分别适应从脂肪到肌肉的范围的各种软组织。
声学耦合介质112可以包括预先形成的凝胶材料(例如，水凝胶圆柱体)。在一些实施方式中，例如，水凝胶可以主要包括PVA和经过若干次冻融温度循环的水，以便交联聚合物并且形成凝胶。
在温度循环之前，将PVA溶液倒入模具中。由于模具可使用3D打印技术进行定制，所以示例性水凝胶声学耦合介质112的形状可以针对个别身体部位和特定换能器结构进行调整。例如，胫骨围绕腿部呈现可变厚度的软组织，其中组织在外胫处薄而在小腿处厚。可以形成可变厚度的圆柱形水凝胶垫以提供围绕胫骨的可变相隔(standofff)路径，使得在外胫处较厚并且在小腿处较薄，以便将声学聚焦区域置于骨骼表面处。可以利用三维层析成像信息根据每个患者人体工程学地对凝胶垫进行调整。
在一些实施方式中，例如，水凝胶粘合到皮肤上，使得可以用力将其去除，但并不足以用力至伤害皮肤或引起不适。水凝胶具有足够的水分和离子含量，以长时间保持皮肤的水分和柔性，从而使凝胶-皮肤交界处的不适和声学伪影最小化。水凝胶具有容纳超声换能器和支撑结构的凹槽或狭槽，其中声学凝胶应用于换能器。通过上述临时稳固组件将结构固定到身体部位。
在美国专利申请公开第2016/0242736号中描述了关于本技术的声学换能器阵列和结构装置以及声学信号发射耦合装置的附加信息和示例，该专利申请公开以引用的方式并入本专利文献中。
在一些实施例中，例如，声学换能器阵列结构是包括超声换能器和刚性支撑结构或框架的集成设备，并被封装在保护电子器件和换能器元件免受机械损伤的壳体部分中。声学相容的聚氨酯或类似材料可以用作最外层涂层，并用于将封装物密封直到线缆进入设备的位置。对换能器上的聚氨酯涂层的厚度、声学阻抗、衰减和声速进行控制以优化声音发射，作为每个换能器上存在的一个或多个声学匹配层的一部分。可以利用一个或多个密封件将连接器120(例如，线缆)配置为应变消除并捕获到设备中以防止污染物侵入。整个声学换能器阵列110一直到线缆都可以被高压灭菌或化学灭菌，以允许其在多个患者上重复使用。与高压灭菌和化学灭菌相容的材料在医疗设备领域是公知的。
换能器111将电能转换成声压波并且将声压波转换成电能。可以在换能器111(并且是有效的电声学换能器)中使用几种压电材料，所述压电材料例如，包括但不限于锆钛酸铅(PZT)、铌酸铅锌和钛酸铅(PZN-PT)、铌酸铅镁和钛酸铅(PMN-PT)、铌酸锂、钛酸钡和偏铌酸铅。聚合物聚偏二氟乙烯(PVDF)也已知具有良好的电声转换特性。一些压电材料被形成为具有规定晶粒尺寸的陶瓷，例如，包含共同烧结的特定材料(例如PZT)的小晶体。其他压电材料由压电材料(例如，PZN-PT、PMN-PT等)的单晶形成。为了优化声学特性，换能器可以由上述材料的一种或多种复合材料与已知吸收或抑制声能的材料(例如聚氨酯，环氧树脂等)组合而形成。这种复合材料可以通过用各种宽度、长度和深度的切口对换能器元件进行切割(dicing)和子切割(sub-dicing)而形成，所述切口填充有一种或多种衰减材料，以便隔离和/或衰减特定的振动模式。为了增加带宽和效率，换能器可以被制造成多层或堆叠。
在一些实施例中，例如，每个换能器111包括圆形元件，该圆形元件的谐振频率的范围为从1到10MHz，并且该圆形元件的-6dB半幅值分数(fractional)带宽的范围为从谐振频率的10到120％。在这个示例中，该圆形元件具有固定的聚焦深度，并且产生绕着垂直于圆形元件的平面的中心轴线而径向对称的声束。圆形元件具有中心发射频率、元件直径和几何聚焦深度的优选组合，使得声场被聚焦的范围(也称为焦深或景深)包括组织-骨骼交界。由于预期的频率和深度相关的衰减，聚焦深度(也称为菲涅耳(Fresnel)距离)和焦深也限制了中心频率和带宽，所述预期的频率和深度相关的衰减的范围可以从大约0.2到大于1dB/cm/MHz。例如，与位于组织深处的骨骼相比，理想地使用诸如8MHz的高的中心频率对位于浅组织中的骨骼进行定位，而可以理想地使用2MHz的中心频率对位于组织深处的骨骼进行定位。优选地，骨骼的最大预期深度处的衰减不大于60dB，以适应于合理的接收器增益。优选地，利用一个或多个匹配层将圆形元件与声学耦合介质112的阻抗相匹配，以使功率发射最大化。此外，可以通过将圆形元件形成为凹形形状或者通过添加声速小于或大于声学耦合介质112的透镜，来将圆形元件几何地聚焦。为了使透镜与在声学耦合介质的接触最大化，优选地将透镜形成为声速小于声学耦合介质的凸透镜，使得凸形形状更好地与声学耦合介质接触，而不易使气泡陷入。例如，为了将圆形元件的空间响应的旁瓣降低到-17.5dB的标准第一旁瓣水平以下，优选但不是必须地将变迹(apodization)特性包括在声学透镜中或者包括在一个或多个匹配层内，以降低旁瓣水平。变迹是通过包含一种具有可变的衰减的材料来实现的，所述可变的衰减是换能器的圆形区域中的半径的函数。可变的衰减是通过以变化的量合并吸声材料来实现的，该变化的量是半径的函数。这样的材料包括但不限于微米尺寸的气泡、微米尺寸的空气微球、微米尺寸的(但不限于)橡胶、塑料、玻璃、金属和陶瓷的微粒。
在一些实施例中，例如，布置在圆环结构上的圆形换能器元件的数量至少为16个(例如，并且在一些实施例中为32个或更多)，这是由于确定骨骼位置的标准误差与独立测量的数量的平方根成比例——因此对于16个元件是标准误差的0.25倍，对于64个元件是标准误差的0.125倍。元件的数量主要由元件直径(如前面讨论的几个相关设计参数所决定的)以及环的内腔的围长所决定。使用圆形超声换能器设计的等式，可以制定行业研究来探索可用于特定的一组约束条件的元件直径和中心频率。例如，为了实现范围为4至6cm的菲涅耳距离，景深被计算为4/3rds的菲涅耳距离即范围为5.3cm至8cm，并且双向衰减小于40dB，假设双向衰减为1.0dB/cm/MHz，满足上述设计约束条件的近似元件直径和中心频率组合包括但不限于：在8MHz下为直径6mm、7MHz下为直径6至7mm、6MHz下为直径7mm、5MHz下为直径5mm、4MHz下为直径8至9mm、3MHz下为直径10至11mm、2MHz下为直径12至13mm、1MHz下为直径16至19mm。图4显示了说明行业研究的一个示例的图。
如在本技术的各种示例实现方案中所示，对于元件直径和中心频率存在几种可能性。骨骼跟踪方法的目标是使来自骨骼的镜面反射的潜力最大化，并且使来自骨骼本身内的瑞利散射(Rayleigh scattering)或类瑞利散射的可能性最小化。由于骨骼的声学透射系数大于零，并且可以近似为0.5，因此大量的声能进入骨骼并且可以在整个结构中散射。由于骨骼是活体组织，尽管与软组织相比其声速和声学阻抗大得多，但来自骨骼内的散射与软组织中的瑞利散射相似；然而，骨骼具有更高的频率和深度相关的衰减，其范围从4至8dB/cm/MHz起。因此，较高的中心频率是优选的，以使来自骨骼内的瑞利散射的可能性最小化。
相对比，对于覆盖骨骼表面上的较大区域的较大波束直径，镜面散射的可能性被最大化，这增加了发现可从其接收镜面反射的平坦或近似平坦区域的可能性。-6dB波束直径近似由孔径的f数乘以波长给出，其中f数近似由瑞利距离或聚焦深度除以元件直径给出。对于恒定的5cm的聚焦深度，上述换能器直径和中心频率组合具有的波束宽度的范围为：从对于1MHz设计的近似4至4.7mm到对于8MHz设计的约1.6mm。
例如，存在中心频率和元件直径对镜面散射可能性对瑞利散射可能性的交易。基于上述约束条件的优选设计将落在两个极端之间的某处，例如，在5MHz下5mm直径的元件具有近似1.9mm的波束直径。例如，在某些情况下，可能会倾向于更高或更低的频率是优选的。例如，在一些情况下，可能优选的是具有在骨骼表面处近似重叠的波束，因此可能需要较低频率或较小的元件来加宽波束。
换能器元件111和元件111的配置不限于单个平面内的单个环元件布置。例如，所述元件可以沿着两个或更多个环放置，使得所述元件以圆柱形布置占据两个或更多个平面，例如，以便沿着两个或更多个沿着股骨的长度的平面来跟踪骨骼回波。占据每个平面的元件的个体环也可以相对于相邻的环交错，以便更均匀地围绕骨骼分布空间样本，例如，以螺旋图案或类螺旋图案(诸如螺旋线)。同样地，元件可以被放置以实现周期性空间采样，使得元件之间的角度是恒定的，例如，将32个元件以11.25度隔开以跨越围绕骨骼的完整360度。这种恒定的采样布置将适用于跟踪大致为圆形的股骨。可以预期这样应用，其中换能器的最佳空间采样是非周期的或者非均匀的或者在三维空间上相异的，从而用于跟踪不符合圆形几何形状的特定骨骼，诸如髋骨。
在一些实施例中，例如，换能器元件111被布置在与彼此相同的平面中，使得全部元件指向空间中的同一点。在其他实施例中，例如，换能器元件111被固定为以被确定为使来自特定骨骼的声学回波中的镜面反射最大化的角度来指向。例如，胫骨的截面不是圆形的，而是近似三角形的。换能器元件可以布置成沿着使来自胫骨骼表面的镜面反射最大化所需要的3D矢量来指向。
在一些实施例中，例如，通过使用声学耦合介质(例如，水凝胶)将骨骼的位置保持在焦点深度内。弹性水凝胶耦合介质112可以符合身体部位和骨骼周围的软组织的不规则性。可以人体工程学地设计并模制出示例的水凝胶耦合介质112以适合特定的应用。
可以设想不同的换能器阵列配置和几何形状。阵列可以包括数百或数千个以圆形或椭圆形或弯曲的开口(该孔径是打开或闭合的)布置的元件。例如，代替使用单个元件来聚焦波束，可以通过使用来自若干个小型换能器元件的经适当延迟的发射来实现聚焦，这些小换能器元件是以一个或多个1D、1.25D、1.5D、1.75D、2D或3D线性或者相控阵列布置的，这与当前临床超声扫描仪的最新技术一致。线性阵列典型地在元件中心之间具有一个波长或更多波长的间距或间隔，并且相控阵列具有小于一个波长的间距，并且优选地为二分之一波长或更小以允许操纵声束。线性阵列或相控阵列的操作可以是完全或部分是合成孔径模式，如通常在临床超声扫描仪中实施的。所公开的系统不限于用于发射或接收声能的特定装置或孔径尺寸。而且，所公开的系统不限于换能器阵列的特定直径、形状或尺寸。所公开的系统可直接应用于来自一个或多个方面或视图或角度或方向的部分或全部波束成形的超声图像、范围从0至360度的角度上的层析成像超声、合成孔径超声和三维超声数据集。
利用换能器元件阵列或多个换能器元件阵列的特定实施例特别适用于对骨骼(例如，股骨)的周向或层析成像覆盖的高分辨率和高速度的外科跟踪。
在一个实施例中，具有范围为从二分之一波长到几个波长的间距的换能器元件的1D阵列以完整圆形布置，以形成层析成像阵列。图5A示出了这种层析成像阵列的顶视图示例。在这种布置中，取决于阵列关于发射和接收两者的电连接性以及在每种情况下的通道数量，发射和接收存在很多的可能性。同样，阵列的目标应用规定围绕阵列的圆周所需的空间采样。例如，在一些情况下，利用具有狭窄方向性的大型元件可能是有益的，以便沿着特定方向或沿着由从该元件的中心指向圆形阵列的几何中心的矢量所定义的径向矢量来将声能聚焦在发射和接收两者上。在其它情况下，例如，利用具有宽方向性的小型元件可能是有益的，使得阵列可以例如以在发射和接收两者上进行动态聚焦和变迹的方式操作。
通常，元件的间距或间隔必须被限制，以便当波束成形中需要进行操纵(steer)时减少或消除真实波束或合成孔径操作中的发射或接收上的栅瓣(grating lobes)的可能性。考虑操纵能被实现的外科跟踪应用，示例阵列可以包含并排布置的1024个换能器元件，方位角间距从二分之一波长到2个波长，该阵列包括半径等于近似1024乘以元件间距除以2π的层析成像孔径。图5B示出了这种阵列的顶视图示例，而图5C和5D示出了这种阵列的侧视图和等距视图。因此，元件宽度的范围为从二分之一波长到2个波长减去元件之间的间隔，即切口。仰角维度上的元件高度可以跨越多个波长，以提供在仰角方面的被动(passive)和几何聚焦能力，这取决于特定应用的典型深度和焦深的要求。所描述的层析成像孔径是为了说明特定的发射和接收模式而提供的。发射和接收模式同样适用于包含层析成像配置中布置的任意元件尺寸和数量的元件的阵列。
在一些实施例中，在一个或多个换能器元件上实现发射，优选地，在多于一个元件——相连的元件组，其中将电子延迟分配给每个元件以形成单个聚焦声束(即，真实波束)的情况下。图5E示出了这种配置的示例，其中在相连的元件组上实现发射。对一个元件上的发射单独进行处理的情况如下面进一步描述的。波束成形的处理在超声成像、雷达成像和信号处理领域中是公知的。
在一个示例中，真实发射波束可以由在64个相连的元件(例如，元件1至64)上进行发射而产生，如图5F的示例性图示所示，其中波束的焦点落在由元件1至64所跨越的弧长和角度所形成的扇区内的某处。在这个示例中，如图5G的示例性图示所示，在元件1至64上进行发射，随后是在元件2至65上进行发射。
在一些实施例中，发射波束可以在元件索引中步进任意增量，例如，在元件1至64上进行发射，随后是在元件257至320上进行发射。
在一些实施例中，可以通过向每个参与的发射元件应用合适的延迟，以在空间中任意地操纵真实发射波束。
在一些实施例中，真实发射波束可以从具有虚拟发射孔径中心(即，相位中心)的任何相连的元件组任意地被激发，所述虚拟发射孔径中心从一次发射到下一次发射发生改变，其中间隔改变的方式包括但不限于：恒定地(例如，1 1 1...)、递增地(例如，1 23...)、顺序地(例如，1 3 5...)、周期性地(例如，1 513 1 513...)、随机地(例如，254 46884 373 109 209...)、重复地(例如，1 1 1...)、循环地(例如，1 2 3 1 2 3...)，或者确定性地(例如，mod(发射索引，128)＝0)。
在一个实施例中，根据以定义的周期时间周期性重复的顺序来激发真实发射波束。
在发射真实波束之后，包括接收孔径的多个元件能够接收声学回波。在一些实施例中，接收孔径包括一个或多个以发射孔径为中心或近似为中心的元件，如图5H所示。
在一些实施例中，接收孔径随发射孔径在发射之间改变位置而跟随发射孔径。
影响真实波束的参数(例如孔径尺寸、变迹和延迟)可根据先验信息(例如，MRI或CT图像)而被预先确定，所述先验信息给出了从换能器元件的预期位置到骨骼表面的距离。先验信息可以用于确定波束相对于骨骼上的特征的位置，例如，垂直于平坦区域或垂直于弯曲区域的局部顶点。
另外，优化处理可以确定发射中涉及的元件的数量、每个元件的发射延迟、每个元件的发射幅值(例如，范围从0到1的归一化的每元件发射变迹)。特别地，根据从骨骼附近接收到的相干波束成形回波导出的聚焦度量(例如，骨骼附近的回波强度、回波功率和图像对比度)，可以手动或自动调谐真实波束，以将焦点置于骨骼表面。同样地，用于接收的换能器元件也可以被优化来确定在接收中涉及的元件的最佳数量、每个元件的接收延迟以及每个接收到的回波的加权(例如，范围从0到1的归一化的每元件接收变迹)。
在一些实施例中，对于相对于与针对骨骼上被声穿透的多个点的骨骼表面相对准的焦点的每个波束而言，f数(例如，焦点深度除以发射和接收孔径的孔径尺寸)被保持近似恒定。例如，对于距离阵列上的点1cm深度和3cm深度处的两个骨骼交界，为了维持1分之f数，孔径尺寸必须分别近似为1cm和3cm。这可以从图5I的示例图中看出，其中对于分别距离阵列两侧上的发射/接收孔径为1cm和3cm处的两个焦点，维持1分之f数。此处的孔径尺寸由对包括孔径的最远元件上的点进行测量的线性距离(例如，弦长)来定义。
作为利用真实波束进行波束成形的替代方案，可以采用合成孔径波束成形。在合成孔径实施例中，对于波束成形存在多种可能性。例如，合成发射孔径可以与非合成接收孔径一起使用。替代地，非合成发射孔径可以与合成接收孔径一起使用。在另一替代方案中，合成发射孔径可以与合成接收孔径一起使用。在某些应用中，由于需要独立获取大量的发射和接收组合，因此利用全合成发射和接收孔径可能是不可行的。
全合成孔径波束成形器样本内所包含的高度冗余回波信息与换能器元件的有限方向性组合能够实现特定实施例，其中的一些在下文被进一步描述。
在一个实施例中，一次在一个换能器元件上实现来自先前描述的示例阵列的发射(例如，以合成发射孔径的格式)，随后在一个或多个元件上同时接收，所述一个或多个元件包括发射元件和发射元件的任一侧的元件。该实施例与上述实施例的不同之处在于，利用一个发射元件而不是发射元件组。
例如，在元件1上进行发射，之后是在范围从993到32的64个相连的元件组上进行接收。接下来，在元件2上进行发射，之后是在范围从994到33的64个元件上进行接收。接下来，在元件3上进行发射，之后是在范围从995到34的64个元件上进行接收。这种模式顺序地继续，直到所有元件被用于发射过一次以完成单个循环。
在不失一般性的情况下，该实施例还适用于较小或较大的接收孔径(例如，32或128个元件)，其中发射元件在接收孔径内近似居中，并且接收孔径随发射元件而步进变化。
在另一个实施例中，合成孔径的特殊情况被实施用于在一个元件上进行发射以及在同一元件上进行接收。该实施例与上述实施例的不同之处在于，利用一个发射元件而不是发射元件组。
参照先前描述的示例阵列，例如，其中循环开始于在元件1上进行发射，之后在元件1上进行接收。接下来，在元件2上进行发射，之后在元件2上进行接收。同样，在元件3上进行发射，之后在元件3上进行接收。该模式结束于在元件1024上进行发射并在元件1024上进行接收，以完成一个循环，之后重复该模式。
在该实施例中，发射和接收可以不按顺序进行，例如，以顺序象限进行。参考先前描述的示例阵列，循环可以开始于在元件1上进行发射，之后在元件1上进行接收。接下来，在元件257上进行发射，之后在元件257上进行接收。接下来，在元件513上进行发射，之后在元件513上进行接收。接下来，在元件769上进行发射，之后在元件769上进行接收。接下来，在元件2上进行发射，之后在元件2上进行接收。接下来，在元件258上进行发射，之后在元件258上进行接收。接下来，在元件514上进行发射，之后在元件514上进行接收。接下来，在元件770上进行发射，之后在元件770上进行接收。通过将用于发射和接收的元件索引增加1来继续该模式。该模式结束于在元件1024上进行发射，之后在元件1024上进行接收。每次迭代增量为一个元件，直到所有元件被用于发射过一次，以在重复之前完成一个循环。
类似地，发射和接收可以以其他分开的方式不按顺序进行，包括但不限于以二象限、四象限和八象限顺序进行。
替代地，发射可以根据元件的随机或伪随机置换进行，例如328；82；119；829；130；91；848；485；4；238等等，直到所有元件被用于发射过一次以完成发射循环。对于每个发射，在发射元件上发生接收。例如，在元件328上发射之后，在元件328上发生接收。
该实施例的重要特征是每个发射事件仅需要1个发射通道和1个接收器通道，因此与在接收上使用更多元件的全合成孔径模式相比，该操作模式的硬件复杂性和数据量显著降低。降低的数据速率进而又降低了传送回波样本所需的时间和处理样本所需的时间，并最终降低了目标(例如，骨骼)的真实物理位置与该目标的估计位置之间的时间滞后。为了防止由于不准确、欠采样和迟滞导致的控制器反馈错误，在辅助手术中，具有低滞后的高速率的位置反馈是至关重要的。
在一个实施例中，合成孔径的第二特殊情况被实现用于在一个元件上进行发射和在两个元件上进行接收，具体地，在发射元件上和一个紧邻元件上进行接收。例如，包含1024个以从二分之一波长到1倍波长范围的间距并排布置的换能器元件的阵列，所述换能器元件构成层析成像孔径。在该配置中，在元件1上进行发射，之后在元件1和2上进行接收。接下来，在元件2上进行发射，之后在元件2和3上进行接收。同样地，在元件3上进行发射，之后在元件3和4上进行接收。该模式结束于元件1024上进行发射，并且在元件1024和1上进行接收，以完成一个周期，之后重复该模式。替代地，该循环可以开始于在元件1上进行发射，之后在元件1024和1上进行接收。接下来，在元件2上进行发送，之后在元件1和2上进行接收，等等，直到结束于在元件1024上进行发射并且在元件1023和1024上进行接收。在发射元件之前和之后的两个元件上的接收也是可以的，并且在本文中被公开；然而，对于这两种情况，声学回波信息大部分是冗余的。
在该实施例中，发射和接收可以不按顺序进行，例如，以顺序象限进行，其中，在元件1上进行发射，之后在元件1和2上进行接收。接下来，在元件257上进行发送，之后在元件257和258上进行接收。接下来，在元件513上进行发射，之后在元件513和514上进行接收。接下来，在元件769上进行发射，之后在元件769和770上进行接收。接下来，在元件2上进行发射，之后在元件2和3上进行接收。接下来，在元件258上进行发射，之后在元件258和259上进行接收。接下来，在元件514上进行发射，之后在元件514和515上进行接收。接下来，在元件770上进行发射，之后在元件770和771上进行接收。每次迭代增量为一个元件，直到所有元件被用于发射过一次，以在重复之前完成一个循环。
类似地，发射和接收可以以其他分开的方式不按顺序进行，包括但不限于以二象限、四象限和八象限顺序进行。
替代地，发射可根据元件的随机或伪随机置换进行，例如72；987；63；231；546；771；9；1021；393；20等等，直到所有元件被用于发射过一次，以完成发送循环。对于每个发射，在发射元件上以及在前一个元件或后一个元件上发生接收，例如，对于在元件72上进行发送，则在元件71和72或元件72和73上发生接收。在元件71、72和73上同时进行接收也是可以的；然而，元件71和73记录的回波中包含的信息在很大程度上是冗余的。
该实施例的重要特征在于每个发射事件仅需要1个发射通道和2个接收器通道，因此与在接收上使用更多的全合成孔径模式相比，该工作模式显著降低了所需的硬件复杂度和数据量。降低的数据速率进而又降低了传送回波样本所需的时间和处理样本所需的时间，并最终降低了目标(例如，骨骼)的真实物理位置与目标的估计位置之间的时间滞后。为了防止由于不准确、欠采样和迟滞导致的控制器反馈错误，在辅助手术中，具有低滞后的高速率的位置反馈是至关重要的。
在所有的真实波束和合成孔径实施例中，仅需要在包括骨骼交界的窄范围窗口上对回波进行波束成形。就这一点而言，如图5J中的示例配置所示，多个发射可以以它们同时在飞行的方式在时间上交错，但被适当地隔开以防止在波束成形器中重叠回波样本。例如，通过在孔径1上进行发射，3厘米的范围窗口首先被声穿透，之后在规定的延迟(例如，20微秒或声速等于1540米/秒条件下在空间中为3.08厘米)后，在孔径2上进行相干发射，之后在孔径1上进行接收，之后在孔径2上进行接收。图5K图示了作为时间的函数的发射和接收信号的示例序列。高速多路复用器可以用来切换来自孔径1和孔径2的接收。使用这种技术，覆盖发射中的所有元件所需的结果循环时间被除以近似为2的因数。同样地，对于每个额外的交错发射，允许额外减少循环时间。例如，3个交错发射将循环时间减少了近似3倍。作为多路复用的替代方案，可以使用额外的接收通道。
用于交错发射的发射延迟可以随机地变化，以便暂时对来自先前发射的相干回波进行去相关(decorrelate)，从而在诸如超宽带通信的场中产生有时被称为的时间抖动(temporal dithering)。
在另一个实施例中，使用编码波形来实现同时发射，具体地，所述波形是正交的，例如，它们的互相关对于所有延迟为零或近似零。
在另一个实施例中，使用编码波形来实现同时发射，具体地，所述波形是部分正交的，例如，对于一定范围的延迟，它们的互相关为零或近似零。
在另一个实施例中，出于测量给定传播路径的飞行时间和衰减目的，在距发射孔径的相位中心90度和-90度之间的阵列元件上发生一个或多个接收，例如，以间隔-捕获发射-接收方式。如图5L所示，使用上述示例阵列，对于在元件1上进行发射，在元件257至元件769上存在一个或多个接收。这种发射和接收的完整循环包括发射层析数据集，根据该数据集可以估计声速和衰减，并将所述声速和衰减用于细化发射和接收时的波束成形器延迟。
所公开的技术包括：例如，使用数据处理单元144(在图1C中示出)处理数据的方法，以产生识别身体部位的外科结构的形状、位置和运动信息的数据集，从所述数据集中获取声学信号数据。针对本技术的各种实施例和实施方式进一步描述所公开的方法的示例特征。
用于外科跟踪的示例方法以通用术语进行描述，并且可应用于声学OTS100的任何可能的阵列配置。从结构110的多个声学换能器元件111中发射声学(例如，超声)脉冲，例如，包括一次一个顺序地、同时地、或以错时或延时的模式。每个发射伴随着一个或多个换能器元件111上的对应于单个发射的声学回波的接收。例如，在圆形固定焦点活塞式换能器的情况下，回波仅在同一换能器上接收。例如，在线性阵列或相控阵列的情况下，在一个或多个换能器上同时发生接收。如由奈奎斯特采样定理所规定的，所接收的回波被放大、滤波以及充分地时间采样(例如，由设备140)，以保留与来自软组织和骨骼的回波对应的所有相关频谱信息。接收到的回波被数字采样并存储以用于处理。
优选地，发射脉冲包含可能的最宽的带宽，例如，约100％的分数带宽，其近似对应于单个声学循环的脉冲响应。高带宽的原因是来自骨骼的镜面回波的位置将会具有范围不确定度，该范围不确定度与波长除以分数带宽大致成反比。例如，操作在5MHz的80％分数带宽系统的波长为0.308mm。此示例脉冲的测量范围不确定度约为0.308mm除以0.8，等于0.385mm。测量不确定度的其他来源可以包括但不限于：由有限波束尺寸、电子噪声、时间采样、量化噪声、旁瓣、栅瓣、衰减、声速和运动引起的空间平均。除了阵列或患者运动速度非常高的情况下(大于1m/s时)，带宽、波长和声速通常是测量不确定度的最大来源。使用具有大时间带宽的发射波形(例如，扩展频谱波形)产品能够在更高的发射频率下实现更深入的穿透，以补偿由于频率和深度相关的衰减引起的信噪比(SNR)损失。
在一些实施例中，例如，所使用的波形属于称为扩展频谱波形的一类波形。这种波形对于有害因素(包括但不限于频率和深度相关的衰减、电子噪声、相邻通道之间的串扰以及声学混响)是稳健的。例如，可以用范围任意为高达约100kHz的脉冲重复频率(PRF)发射波形，其中上限由声速、衰减、回波包含有用信息的最大深度、相邻发射波束之间的空间和时间重叠程度(例如，交错发射)、发射和接收多路复用器电路的速度、电子串扰和潜在的组织发热。足以使骨骼上的独立位置声穿透的PRF和每个循环的发射数量规定了OTS对于骨骼的6DoF坐标提供位置反馈的速率。
由于骨骼反射的镜面性质，来自组织-骨骼交界的回波将呈现出与来自软组织以及来自骨骼本身内的回波相比不同且可识别的回波特征(signature)。在图6A中示出了来自悬浮在水中的人类股骨的镜面回波特征，其中这些示例结果在所公开的系统的示例实现中被测量和处理。此处，例如，使用以5MHz和近似80％FBW操作的Philips L7-4线性阵列来记录回波。发射发生在单个元件上，并且多个回波在同一元件上被接收。除在仰角上聚焦外，没有在方位角上聚焦。围绕骨骼圆周每0.5度记录回波。此处，一组发射角度在深度上被隔离开以在回波上放大。据观察，镜面分量近似为常数并且作为角度的函数保持高度相关，而瑞利分量快速变化并且作为角度的函数去相关。还观察到，镜面分量形成了作为角度函数的图案。这些观察结果是所公开技术的关键方面。例如，如图6B所示，图案或者匹配超声回波的镜面分量，或者不匹配超声回波的镜面分量。
所有骨骼(例如，股骨和胫骨)，在骨骼的长度上具有唯一的截面图案。图7A和7B示出了人类股骨的示例径向图案，而图7C示出了人体胫骨的示例径向图案，例如，如从两种骨骼的CT容积获得的。此处，针对跨过360度的64个角度量化了对沿骨骼长度穿过骨骼的截面切片的质心所测量的半径。另外，如图7D所示的股骨和图7E所示的胫骨，量化了的骨骼的相应围长(在原始图中内部表示为周长)作为长度的函数。据观察，一些区域的围长比其他区域具有更快的改变，尤其是接近膝关节。在这些区域中，截面图案对于骨骼跟踪是最敏感的并且特征丰富。
该图案可以与根据对骨骼进行层析成像的任何手段确定的图案库匹配，例如，如根据骨骼的高分辨率计算机层析成像(CT)图像所确定的。所公开的方法包括用于将在骨骼上的一个或多个点处采样的来自骨骼的镜面声学回波图案与根据阵列几何图形采样的图案库进行匹配的过程，例如，其中所述过程可以采用对图案进行匹配以便匹配骨骼的形态(topography)，并且因此根据换能器相对于空间中的固定点的位置来估计骨骼在6DoF坐标空间中的定向。重要的是要注意，该方法不是“斑点跟踪(speckle tracking)”，因为超声斑点是由于随机散射造成的，该散射使用超声图像之间的相关性进行跟踪。“镜面”和“斑点”是指不同的回波特性。
将信号处理应用于存在于所接收的射频(RF)回波中的幅值和相位信息，以确定与从包含刚性骨骼信息的三维库自动生成的图案相匹配的图案。图案匹配可以通过将回波采样中的信息与从库生成的图案进行统计性相关而实现。惩罚项(penalty term)可以置于每个模式样本上，以使对于可变声速的图案匹配稳健性。关于换能器与骨骼表面之间的组织类型的信息可被用来通知图案匹配算法从而用于更精确的匹配，例如，从超声层析成像技术获得的或从MRI弛豫时间信息或CT亨斯菲尔德(Hounsfield)单元信息推断的声速信息。示例算法可以包括但不限于线性互相关、循环互相关、绝对误差和(SAD)、线性回归、非线性回归、一阶统计、二阶统计、高阶统计、傅里叶(Fourier)变换变换、梅林(Mellin)变换、傅里叶-梅林(Fourier-Mellin)变换、拉东(Radon)变换、汉克尔(Hankel)变换、特征值分解、径向对称变换、奇异值分解、伪逆(例如广义逆、Moore-Penrose逆等)、矩阵逆、主元变换、正交变换、小波、小波变换、匹配滤波器、希尔伯特(Hilbert)变换、FIR滤波器、IIR滤波器、非线性滤波器、内插器及上述的组合。这些算法可以对回波内包含的幅值、相位、或幅值和相位信息进行运算。
该算法的输入包括但不限于关于被跟踪的骨骼的可通过几何投影(例如，射线跟踪)进行搜索三维信息库、关于换能器位置的6DoF坐标信息、关于耦合介质的声速和通过软组织的预期声速的先验信息、关于声学回波的定时信息、关于声学回波的幅值定标信息、以及与每个声学回波相对应的发射波形信息。
来自算法的输出包括但不限于，被跟踪的骨骼的估计6DoF坐标、图案匹配的一个或多个置信度指示符、对所估计的6DoF坐标中的不确定性的一个或多个估计、以及对沿着每个换能器的轴线的组织和骨骼速度和加速度的估计。
在一些实施例中，例如，算法还可以包含对阵列和骨骼运动的物理学建模的卡尔曼滤波器。除了上述参数之外，卡尔曼滤波器所需的输入和输出也将包括在内。
在一些实施例中，例如，算法还可以包含优化器，所述优化器使用梯度下降或类似的优化方法有效地搜索潜在的数百万个图案。
在骨骼跟踪的一个示例性方法中，该算法可以包括寻求同时优化若干参数的处理。图8A是描绘两个换能器800A和800B发射和接收穿过包含骨骼的软组织的回波的简单布置的图示。出于说明的目的，换能器800A和800B相对于彼此以180度布置；然而，该概念很容易扩展到任意多个角度的多对换能器。由d1给出换能器的辐射孔径的中心之间的距离，其为唯一已知的量。从左换能器到骨骼的距离由d3＝c3τ3给出，而从右换能器到骨骼上不同的点的距离由d4＝c4τ4给出，其中c3和c4分别是平均声速，而τ3和τ4分别是由与3D骨骼模型匹配的回波图案所估计的到骨骼的回波时间。距离d2是由与3D骨骼模型匹配的回波图案所确定的骨骼的测量厚度。等式d1＝d2+d3+d4构成距离的守恒，从而能够估计未知声速参数c3和c4。另外，由于d2由刚性模型确定，并且d1是刚性已知的，因此d1-d2是刚性距离，并且d3+d4尽管不是刚性已知，但它们一起作为刚性量。因此，所估计的d3+d4与刚性量d1-d2之间的偏差可以被赋予优化成本(cost)函数中的惩罚，使得增加的偏差被赋予线性或非线性增加的惩罚。因为d3+d4也分别是c3和c4的函数，所以可以对于c3和c4评估线性或非线性惩罚，并且将其包含于总体成本函数中。例如，如果已知平均声速为1542米/秒，并且当前的回波图案匹配要求1538米/秒的声速，则对于4米/秒的差异评估惩罚，该惩罚为该差异的线性或非线性函数。同样可以了解，由于距离守恒，d3的变化导致d4产生相等且相反的变化。这种假设在1毫秒或更短的非常短时间范围内尤其如此，其中骨骼的运动可能被限制在1mm以内。因此，所公开的方法(其中阵列围绕骨骼至少180度)对于阵列相对于骨骼的独立运动特别稳健。例如，所公开的算法可以扩展到任意数量的成对换能器或声束，其中每个换能器或声束或换能器的集合或声束的集合具有其自己的目标函数，如图8B所示。此处，目标是将N对中的fn最小化。还可以看出，fn是根据图案匹配算法估计的骨骼的6DoF坐标的函数。随着换能器或声束的数量的增加，稳健性会增加。该方法不严格限于成对的换能器或波束；然而，优选实施例由相对的对的集合构成，其中每对之间的角度为180度。
在一些实施例中，例如，所公开的算法如下。记录的回波被处理，并且一个或多个图案匹配算法将镜面回波图案粗略地匹配到感兴趣的骨骼的3D模型，以初始化一组目标函数。在该最初的匹配期间，组织的声速被假定为某个值，例如1540米/秒。通过对目标函数初始化，多变量优化器通过改变除了每对换能器元件之间的已知距离之外的所有参数，来确定与3D模型的最佳适配。在每次迭代中，优化器在约束的6DoF坐标集上精简3D模型的搜索，以便使可能包括一个或多个惩罚项(未在图7B中示出，但如上所述)的目标函数集最小化，所述惩罚项例如是对声速的惩罚。优化器还可以合并附加输入(诸如，根据组织-骨骼交界的估计位置附近的声学回波所测量的速度和加速度)。优化器还可以合并来自外部跟踪的声学结构的实时估计速度和加速度的输入。优化器还可以合并来自卡尔曼(Kalman)滤波器的输出，所述滤波器可以对多个速度和加速度输入进行滤波，以产生滤波后的各个速度和加速度。在每次迭代中，算法可输出参数，所述参数包括但不限于估计的骨骼的6DoF坐标、图案匹配度量、目标函数值、惩罚估计以及估计的速度和加速度。
本技术的一个示例应用是在膝部的计算机辅助手术(CAS)期间跟踪腿中的胫骨和股骨，包括但不限于全膝关节置换术(TKA)和全膝置换术(TKR)。当前最先进的TKA和TKR需要将对准杆以手术方式放置到胫骨和股骨中，以使用外部光学跟踪器来严格跟踪所述两种骨骼。例如，为了放置对准杆，在皮肤上做小的切口，在骨骼上钻孔，并将杆拧入孔中。所述程序是侵入式的，导致皮肤上留下难看的疤痕。这可能会损害骨骼的完整性，特别是对于老年患者。这是潜在感染的地方，可能引起手术后并发症。所公开的技术设想采用非侵入式的跟踪来代替这种侵入式的跟踪。图3C示出了每个腿采用两个换能器阵列的示例实施例，包括将两个声学换能器阵列结构110附接在腿上：一个用于跟踪胫骨，一个用于跟踪股骨。
根据儿童和成人的人体测量参考数据：United States,2003-2006,NationalHealth Statistics Reports,No.10,October 22,2008，pp.1-45(美国，2003-2006，国家卫生统计报告，第10期，2008年10月22日，第1-45页)，所有年龄和种族中最大小腿围长大致为48厘米或直径为15厘米，所有年龄段和种族中最大大腿中部围长大致为70厘米或直径为22厘米。因此，固定的15厘米直径的阵列对于大多数人群适用于膝部正上方的腿，并且足够大以滑过大多数人群的小腿和膝部。这样的阵列将优选地以5MHz附近的中心频率操作。
在一些实施例中，例如，声学回波显示在监视器上，类似于临床超声扫描仪上显示的超声回波。这些回波可以以原始格式显示为RF回波，或者以灰阶显示为对数压缩幅值或B-模式图像。图案匹配可以叠加在回波上，所以用户可以观察定位和图案匹配。被跟踪的骨骼的三维呈现也可以在用户操纵身体部位时实时显示。
在一些实施例中，例如，声学发射、接收、回波处理和输出通信的协调发生在非临时性计算机可读介质上，所述计算机可读介质包括处理器、显示器、数字通信装置以及用于声学发射的电子设备、用于接收声学回波的电子设备和用于记录和存储声学回波的电子设备。
关于所公开的技术的附加信息在本文件稍后部分中标题为“OTS系统的具体示例”下进行描述。
示例
以下示例是本技术的若干实施例的说明。本技术的其它示例性实施例可以在下列列举的示例之前或者在下列列举的示例之后呈现。
在本技术中的一个示例(示例1)中，声学外科跟踪系统包括：声学探测设备，所述声学探测设备被构造为包括支撑框架和换能器元件阵列，所述支撑框架具有相接于生物体的身体部位的弯曲形状，所述换能器元件阵列布置在弯曲的支撑框架上，并且可操作为朝向身体部位中的外科结构的目标体积发射声学波形并且接收从外科结构的目标体积的至少一部分返回的返回声学波形；声学耦合组件，所述声学耦合组件被耦合到所述换能器元件阵列，并且可操作为当生物体的身体部位与所述声学耦合组件接触时，在换能器元件与生物体的身体部位之间传导声学波形；信号生成和处理设备，所述信号生成和处理设备与所述声学探测设备通信并且被构造为包括：(i)发射和接收电子(TRE)单元以及(ii)数据处理单元，所述数据处理单元包括用于存储数据的存储器以及耦合到所述存储器以处理数据的处理器，其中所述TRE单元包括与所述数据处理单元通信的波形生成器以及与所述波形生成器通信的一个或多个波形合成器，以根据由所述数据处理单元提供的波形信息经由所述波形生成器生成一个或多个波形，其中可发射的声学波形对应于由所述信号生成和处理设备生成的所述一个或多个波形；以及位置跟踪设备，所述位置跟踪设备与所述信号生成和处理设备通信，并且可操作为跟踪所述声学探测设备的换能器元件的位置，其中所述数据处理单元可操作为处理所接收的返回声学波形，以产生包括来自目标体积的至少一部分的信息的数据集，所述信息包括具有6DoF的身体部位的外科结构的位置坐标、定向或运动中的至少一个。
示例2包括示例1中的系统，其中所述数据处理单元与手术系统通信并且可操作为将所产生的数据集传送到所述手术系统，使得所述手术系统可以基于所述数据集中包含的信息对外科结构执行操作或程序。
示例3包括示例1中的系统，其中所述位置跟踪设备包括光学传感器，所述光学传感器包括相机、包含电荷耦合器件(CCD)的图像传感器或发光二极管(LED)中的一个或多个。
示例4包括示例1中的系统，其中所述声学耦合组件包括水凝胶，所述水凝胶包括形成被构造为将水性流体截留在水凝胶内部的网络的一种或多种可聚合材料，其中所述水凝胶被构造为符合身体部位的外表面和换能器元件，其中，当所述声学耦合组件与身体部位的外表面接触时，所述声学耦合组件提供接收介质与声学信号换能器元件之间的声学阻抗匹配。
示例5包括示例4中的系统，其中所述水凝胶被构造为符合身体部位以与表面完全接触，而不在声学耦合组件和身体部位之间形成空气包或空隙。
示例6包括示例1中的系统，其中所述TRE单元包括：模拟至数字(A/D)转换器阵列，用于将由所述声学探测设备的换能器元件阵列所接收的、接收到的返回声学波形从模拟格式转换为数字格式，作为包括目标体积的至少一部分的信息的接收波形；与所述一个或多个波形合成器通信的一个或多个放大器，用于修改提供至所述声学探测设备以用于发射的波形；以及与所述声学探测设备和所述A/D转换器阵列通信的一个或多个预放大器，用于修改提供至所述A/D转换器的所述接收到的返回声学波形。
示例7包括示例1中的系统，其中所述声学探测设备包括可连接至所述信号生成和处理设备的TRE单元的信号接口模块，所述信号接口模块包括与所述换能器元件阵列通信的多路复用单元，以选择所述阵列中的一个或多个换能元件来将波形转换成相应的声学波形，并且选择所述阵列中的一个或多个换能元件来接收所述返回声学波形。
示例8包括示例1中的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为生成任意波形，其中所述任意波形包括数学上可描述的任意波形。
示例9包括示例8中的系统，其中所述任意波形包括矩形脉冲、三角形脉冲、冲激脉冲、高斯(Gaussian)脉冲、正弦脉冲、辛格函数(sinc)脉冲、墨西哥帽(Mexican hat)小波脉冲、哈尔(Haar)小波脉冲、线性FM啁啾脉冲、双曲线FM啁啾脉冲、编码脉冲、二进制编码脉冲、三进制编码脉冲、相位编码脉冲、互补二进制编码脉冲、幅值编码脉冲、相位和幅值编码脉冲、频率编码脉冲、步进正弦波脉冲、整形(shaped)频谱脉冲或上述的组合中的一个或多个。
示例10包括示例8中的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为对所述任意波形任意地延迟、变迹、操纵和波束成形。
示例11包括示例1中的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为生成复合波形，所述复合波形包括两个或更多个独立正交编码波形，所述独立正交编码波形对应于一个或多个频带，所述独立正交编码波形由所述一个或多个波形合成器根据所述波形信息生成，其中所述独立正交编码波形彼此相互正交并且对应于不同频带，使得所述独立正交编码波形中的每个包括带有对应相位的唯一频率。
示例12包括示例11中的系统，其中所述独立正交编码波形中的每个包括分别被单独幅值加权和单独相位加权的多个幅值和多个相位。
示例13包括示例11中的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为确定每个独立正交编码波形的频带、幅值、时间带宽乘积参数和相位参数。
示例14包括示例13中的系统，其中所述相位参数是从一组伪随机数或从一组确定数中确定的。
示例15包括示例1中系统，其中所述目标体积包括生物体的组织结构，并且所述探测设备的成形部分与生物体的身体部位接触。
示例16包括示例15中的系统，其中所述身体部位包括腹腔、胸腔、包括喉部的颈部、手臂、腿、膝关节、髋关节、踝关节、肘关节、肩关节、腕关节、胸部、生殖器或包括头盖骨的头部。
示例17包括示例15中的系统，其中所述生物结构包括癌性或非癌性肿瘤、内部军团、结缔组织扭伤、组织撕裂或骨骼。
在本技术中的一个示例(示例18)中，使用声学波形产生外科数据的方法包括：从声学探测设备的阵列中的多个声学换能器元件朝向所述声学探测设备所接触到的生物体的身体部位的外科结构的目标体积发射声学信号；在所述换能器元件中的一个或多个处接收从目标体积的至少一部分返回的声学回波，其中所接收的声学回波包括对应于所发射的声学信号的至少一些波形分量；在声学信号的发射和声学回波的接收期间，确定所述声学探测设备的声学换能器元件的位置；处理所接收的声学回波以产生对应于来自包括软组织和骨骼中的一个或两者的外科结构的返回声学回波的空间信息，其中所述处理包括确定回波特征，所述回波特征包括与从外科结构的组织-骨骼交界返回的声学回波相关联的唯一镜面图案数据；以及使用所述声学换能器元件的确定的位置，基于来自外科结构的空间信息，通过与样本图案进行定量比较，在6DoF坐标空间中确定外科结构的位置或定向、或位置和定向两者。
示例19包括示例18中的方法，包括：使用所述声学换能器元件的确定的位置，基于来自外科结构的空间信息，通过与样本图案进行定量比较，在6DoF坐标空间中确定外科结构的骨骼的形态。
示例20包括示例18中的方法，其中确定所述声学换能器元件的位置包括确定所述换能器元件相对于三维空间中的固定点的位置。
示例21包括示例18中的方法，其中发射所述声学信号包括一次一个顺序地发射、同时地发射、或以错时或延时的模式发射。
示例22包括示例18中的方法，其中处理所接收的声学回波包括对来自外科结构的软组织和骨骼的、与所述空间信息对应的声学回波进行放大、滤波和数字采样；以及将所述空间信息存储为数据。
示例23包括示例18中的方法，其中所述唯一镜面图案数据包括在所采样的空间信息的骨骼的长度上的截面图案。
示例24包括示例18中的方法，其中所产生的空间信息包括对应于来自外科结构的声学回波的频谱信息。
示例25包括示例18中的方法，还包括：在数据集中将外科结构的位置和/或定向提供至手术系统，所述手术系统可操作为基于所述数据集中包含的信息对外科结构执行操作或程序。
示例26包括示例25中的方法，其中将所述数据集提供至所述手术系统包括在所述手术系统的操作或程序期间，在包括对进入生物体的声学信号进行发射以及对从生物体出去的声学回波进行接收的方法的实施期间，实时地将所述数据集传送到手术程序。
在本技术中的一个示例(示例27)中，声学外科跟踪设备包括：声学探测器，所述声学探测器包括支撑框架和换能器元件阵列，所述支撑框架具有相接于生物体的身体部位的弯曲形状，所述换能器元件阵列布置在弯曲的支撑框架上，并且可操作为朝向身体部位中的外科结构的目标体积发射声学波形并且接收从外科结构的目标体积的至少一部分返回的声学回波；声学耦合介质，所述声学耦合介质被耦合到所述换能器元件阵列，并且可操作为当生物体的身体部位与所述声学耦合介质接触时，在换能器元件与生物体的身体部位之间传导声学波形；以及信号生成和处理单元，所述信号生成和处理单元与所述换能器元件通信并被构造为包括外壳、布置在所述外壳中的发射和接收电子(TRE)单元以及布置在所述外壳中的数据处理单元，并且所述数据处理单元包括用于存储数据的存储器以及耦合到所述存储器以处理数据的处理器，其中所述TRE单元包括与所述数据处理单元通信的波形生成器以及与所述波形生成器通信的一个或多个波形合成器，以根据由所述数据处理单元提供的波形信息经由所述波形生成器生成一个或多个波形，其中所述声学波形对应于由所述信号生成和处理单元生成的所述一个或多个波形，并且返回的声学回波包括对应于所发射的声学波形的至少一些波形分量，并且其中，所述数据处理单元被配置为通过识别与从外科结构的组织-骨骼交界返回的声学回波相关联的镜面图案数据来处理所述返回的声学回波，以产生与来自包括软组织和骨骼中的一个或两者的外科结构的声学回波对应的空间信息，并且在所述声学探测器的发射和接收操作期间，使用所述换能器元件的位置数据，基于来自外科结构的空间信息，通过与样本图案进行定量比较，在六自由度6DoF坐标空间中确定外科结构的位置或定向、或位置和定向两者。
示例28包括示例27中的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为从与所述信号生成和处理单元通信的位置跟踪设备接收所述位置数据，以在所述声学探测器的发射和接收操作期间跟踪声学探测设备的换能器元件的位置。
示例29包括示例27中的设备，其中所述数据处理单元可操作为生成数据集，所述数据集包括身体部位的外科结构在6DoF坐标空间中的确定的位置、定向、或位置和定向。
示例30包括示例29中的设备，其中所述数据处理单元与手术系统通信并且可操作为将所产生的数据集传送到所述手术系统，使得所述手术系统能够基于所述数据集中包含的信息对外科结构执行操作或程序。
示例31包括示例27中的设备，其中所述声学耦合介质包括水凝胶，所述水凝胶包括形成被构造为将水性流体截留在水凝胶内部的网络的一种或多种可聚合材料，其中所述水凝胶被构造为符合身体部位的外表面和换能器元件，其中，当所述声学耦合介质与身体部位的外表面接触时，所述声学耦合介质提供身体部位与声学信号换能器元件之间的声学阻抗匹配。
示例32包括示例27中的设备，其中所述TRE单元包括：模拟至数字(A/D)转换器阵列，用于将由所述换能器元件阵列接收的返回声学回波从模拟格式转换为数字格式，作为包括目标体积的至少一部分的信息的接收波形；与所述一个或多个波形合成器通信的一个或多个放大器，以修改提供至声学探测器以用于发射的波形；以及与所述声学探测器和所述A/D转换器阵列通信的一个或多个预放大器，以修改提供至所述A/D转换器的所述返回声学回波。
示例33包括示例27中的设备，其中所述声学探测器包括可连接至所述信号生成和处理单元的TRE单元的信号接口模块，所述信号接口模块包括与所述换能器元件阵列通信的多路复用单元，以选择所述阵列中的一个或多个换能元件来将波形转换成相应的声学波形，并且选择所述阵列中的一个或多个换能元件来接收所述返回声学回波。
示例34包括示例27中的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为生成任意波形，其中所述任意波形包含数学上可描述的任意波形。
示例35包括示例34中的设备，其中所述任意波形包括矩形脉冲、三角形脉冲、冲激脉冲、高斯脉冲、正弦脉冲、辛格函数脉冲、墨西哥帽小波脉冲、哈尔小波脉冲、线性FM啁啾脉冲、双曲线FM啁啾脉冲、编码脉冲、二进制编码脉冲、三进制编码脉冲、相位编码脉冲、互补二进制编码脉冲、幅值编码脉冲、相位和幅值编码脉冲、频率编码脉冲、步进正弦波脉冲、整形频谱脉冲或上述的组合中的一个或多个。
示例36包括示例34中的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为对所述任意波形进行波束成形和操纵。
示例37包括示例27中的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为生成复合波形，所述复合波形包括两个或更多个独立正交编码波形，所述独立正交编码波形对应于一个或多个频带，所述独立正交编码波形由所述一个或多个波形合成器根据所述波形信息生成，其中所述独立正交编码波形彼此相互正交并且对应于不同频带，使得所述独立正交编码波形中的每个包括带有对应相位的唯一频率。
示例38包括示例37中的设备，其中所述独立正交编码波形中的每个包括分别被单独幅值加权和单独相位加权的多个幅值和多个相位。
示例39包括示例37中的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为确定每个独立正交编码波形的频带、幅值、时间带宽乘积参数和相位参数。
示例40包括示例39中的设备，其中所述相位参数是从一组伪随机数或从一组确定数中确定的。
示例41涉及用于声学外科跟踪系统的层析成像阵列，其包括布置为形成弯曲阵列的多个换能器元件，所述弯曲阵列可配置成位于围绕包括软组织和目标骨骼两者的感兴趣的主体，每个换能器元件能够发射和接收声波，每个换能器元件具有高度、宽度并且位于距相邻元件一定距离处。所述层析成像阵列还包括声学耦合器，所述声学耦合器在所述多个换能器元件与所述感兴趣的主体之间形成声学信号传输接口。
示例42涉及一种配置，其中每个换能器元件是可独立寻址的以向或从感兴趣的主体发送或接收声学信号。
示例43涉及一种配置，其中所述层析成像阵列可用包括特定波长的声波操作，并且每个换能器元件位于距相邻元件0.5至2倍特定波长的范围内的距离处。在该示例中，声波可以包括一波长范围，并且相邻元件之间的距离可以被选择为处于从该波长范围中选择或选取的波长的0.5至2倍的范围内。
示例44涉及一种配置，其中所述层析成像阵列被配置为使得相连的第一组换能器元件能够被激励以发射第一声学信号。
示例45涉及一种配置，其中声学信号的焦点位于由相连的第一组换能器元件跨越的弧长和角度所构成的扇区内。
示例46涉及一种配置，其中所述层析成像阵列被配置为使得相连的第二组多个换能器元件能够被激励以发射第二声学信号。
示例47涉及一种配置，其中所述第一组和所述第二组具有至少一个公共的换能器元件。
示例48涉及一种配置，其中所述层析成像阵列被配置为包括接收孔径和发射孔径，所述接收孔径包括来自所述多个换能器元件的第一组换能器元件，并且所述发射孔径包括来自所述多个换能器元件的第二组换能器元件，其中所述接收孔径等于或大于所述发射孔径，并且所述发射孔径完全位于所述接收孔径内。
示例49涉及一种配置，其中所述层析成像阵列被配置为包括位于所述层析成像阵列内的第一孔径和第二孔径以包括非重叠的换能器元件，每个孔径能够接收和发射声学信号，并且所述第一孔径包括第一数量的换能器元件，所述第二孔径包括第二数量的换能器元件，所述第一数量和所述第二数量已经被选择为对于所述第一孔径和所述第二孔径中的每一个，在感兴趣的主体(例如，目标骨骼)的表面处维持相同的f数。
示例50涉及一种配置，其中所述层析成像阵列被配置为第一发射孔径和第一接收孔径，并且其中所述第一接收孔径位于距所述第一发射孔径的相位中心90度和-90度之间。
示例51涉及用于在成像系统中发射和接收声学信号的方法，所述成像系统包括多个换能器元件，所述多个换能器元件被布置为形成弯曲阵列，所述弯曲阵列可配置成位于围绕包括软组织和目标骨骼两者的感兴趣的主体。这种方法包括激励第一组换能器元件，所述第一组换能器元件形成用于将声学信号发射至所述感兴趣的主体的发射孔径，在第二组换能器元件处接收，所述第二组换能器元件形成接收所发射的声学信号在与感兴趣的主体进行交互之后的至少一部分的接收孔径。所述第一组换能器元件包括至少一个换能器元件，所述第二组换能器元件包括多个相连的换能器元件，所述多个相连的换能器元件中的每个换能器元件与相邻换能器元件隔开一段距离而没有中间换能器元件。
示例52涉及激励第一组换能器元件，包括形成具有一焦点的第一声学信号，所述焦点位于由第一组换能器元件内的多个换能器元件跨越的弧长和角度所构成的扇区内。
示例53涉及使用与第一组换能器元件共同具有至少一个换能器元件的第三组换能器元件来形成第二声学信号。
示例54涉及一种场景，其中所述接收孔径等于或大于所述发射孔径并且所述发射孔径完全位于由所述多个换能器元件形成的弧上的接收孔径内。
示例55涉及一种场景，其中所述第一组换能器元件和所述第二组换能器元件不具有共同的换能器元件，所述第一组换能器元件和所述第二组换能器元件各自作为接收孔径或者作为发射孔径而操作，并且所述第一组换能器元件和所述第二组换能器元件被选择，以对于由所述第一组换能器元件和所述第二组换能器元件形成的孔径，在感兴趣的主体(例如，目标骨骼)的表面处维持相同的f数。
示例56包括激励第三组换能器元件以发射另一声学信号并且接收由于第三组换能器元件产生的声学信号与感兴趣的主体的交互而产生的声学信号的至少一部分。
示例57包括迭代地激励不同组的换能器元件并且接收由于声波与感兴趣的主体的交互而产生的声学信号，直到多个换能器元件的全部都被激励过至少一次。
示例58涉及一种场景，其中在每次迭代中，以随机选择模式来选择不同组的换能器元件。
示例59涉及一种场景，其中在每次迭代中，选择不同组的相连的换能器元件。
示例60涉及一种场景，其中在每次迭代中，选择不同组的非相连的换能器元件。
示例61涉及一种场景，其中每次迭代包括在时间上彼此分离的两个或更多个声学信号的发射，之后接收在时间上分离的两个或更多个声学信号。
示例62包括示例43中的设备，其包括对所有换能器元件可寻址的一个发射通道和对所有换能器元件可寻址的一个接收通道。
示例63涉及示例62，其中从所述多个元件中选择发射元件，并且接收元件被选择为与用于给定发射的发射元件相同。
示例64包括示例43中的设备，其包括对所有换能器元件可寻址的一个发射通道和对所有换能器元件可寻址的两个接收通道。
示例65涉及示例64，其中从所述多个换能器元件中选择发射元件，并且一个接收元件被选择为与用于给定发射的发射元件相同，并且第二接收元件被选择为在其之间没有元件的相邻元件。
示例66涉及示例64，其中所述换能器元件被连续索引，并且一个接收通道对偶数换能器元件索引可寻址，而另一个接收通道对奇数换能器元件索引可寻址。
OTS系统的具体示例
所公开的声学外科跟踪系统(OTS)可以用于通过在外科手术操作之前和期间提供准确、及时的6DoF骨骼位置来增强手术系统，诸如用于交互式外科手术的机械臂。所公开的声学OTS技术可以提供非成像数据(例如，距离多普勒测量)，并且可以附加地或可选地提供成像数据。可以设想，由于所公开的声学OTS所提供的优点，所公开的系统将至少部分地替换当前的跟踪系统，所述当前的跟踪系统典型地利用固定在患者股骨和胫骨上的LED电光跟踪器。
在一些实施方式中，所公开的声学OTS可以向第三方手术导航系统(3PSNS)提供人类股骨和胫骨骼在目标外科手术时的相对位置数据。所公开的声学OTS的该示例实施方式适用于人类股骨和胫骨，并且所述系统还被设计为表征其他外科解剖特征和结构，例如，适应其他人或动物骨骼目标。
在一些实施例中，例如，所公开的声学OTS包括在多个位置和角位置处的超声换能器阵列，超声换能器阵列可以发射和接收超声信号数据并且可以被3D位置跟踪系统(例如，诸如电光SNS)同时跟踪。位置数据可以参考一坐标系，该坐标系被配准(register)到对于机器人辅助外科手术要被跟踪的骨骼的3D模型。在一些实施方式中，例如，可以在手术操作之前通过CT扫描或其他3D成像模态来准备3D骨骼模型，作为手术计划处理的一部分。
图9示出了与示例3PSNS系统组件集成的所公开的声学OTS系统。在图9所示的示例中，示例性OTS超声换能器阵列附接到患者的外部腿部皮肤表面以监测患者的骨骼的位置。OTS向示例电光SNS提供位置和角参考数据，从而允许3PSNS确定3PSNS光学阵列相对于患者的骨骼的坐标系的位置。
图10A示出了当OTS获取任意点P及其相关联的坐标系(x1，y1，z1)时，在时间t＝0时的患者的骨骼坐标系(x1，y1，z1)、示例OTS超声换能器阵列坐标系(x2，y2和z2)与示例3PSNS光学阵列坐标系(x3，y3和z3)之间的关系。
例如，SNS光学阵列知道了参考点P相对于SNS参照系的相对位置，该SNS便可以对点P与患者的骨骼表面的“已知的”导航点Q之间的位置关系配准。
使用根据CT扫描数据准备的骨骼的软件3D实体模型，例如，将所接收的超声信号匹配到骨骼模型，以不断地确定在初始获取之后的任何未来时间t＝T时OTS超声阵列坐标系(x'2，y'2，z'2)对骨骼坐标系(x1，y1，z1)的位置关系。由于阵列没有固定到患者的骨骼，所以阵列相对于骨骼的任何移动被测量并且被报告给3PSNS系统，作为包括对于全6DoF跟踪的角变化的相对位置(x'2，y'2，z'2)，如图10B所示。图10B示出了描绘显示出在未来时间t＝T时的超声阵列位移的骨骼跟踪坐标系的图。
对于获取之后的所有采样时间T的换能器阵列坐标系(x'2，y'2，z'2)，示例声学OTS提供平移数据ΔR12(T)加上换能器坐标旋转信息，换能器坐标旋转信息作为3×3方向余弦矩阵元素或者以任何其他相互约定的格式。如果出于任何原因发生“跟踪丢失”情况，OTS将进入获取模式以重新获取原始虚拟参考点P和相关联的坐标系，并设置数字“跟踪丢失”标志。在一些实施方式中，例如，OTS不会自动重新获取点P的唯一预期条件是如果OTS传感器阵列出于某种原因从患者的皮肤脱离。
图11中示出了用于OTS的示例硬件框图。在该系统的一些实施例中，例如，OTS硬件子系统可以包括以下元件：超声换能器阵列#1和#2：发射和接收从骨骼表面反射的超声信号；发射/接收(Tx/Rx)电子设备：包括超声发射器电路和接收器预放大器以及A/D转换器。RF信号被传送到换能器阵列以及从换能器阵列传出。接收到的信号被数字化、滤波并馈送至实时处理器。
实时数据处理器：图12中示出了示例OTS软件架构结构的框图。
系统操作：以下部分被描述为本技术的操作模式、参数和过程的系统的示例。其他操作模式、参数和程序也可以使用本技术的系统来实现。
示例模式
设置模式：设置模式允许第三方主机系统操作者加载3D骨骼实体模型，并执行包括阵列校准在内的其他维护任务。当3D实体模型尚未加载到系统中时，设置模式可以是默认模式。
自测模式：自测可被编程为自动测试主要硬件功能，所述主要硬件功能包括阵列、Tx/Rx功能、处理器和I/O接口。自测返回通过/失败指示，所述指示包括包含每次执行的测试结果的详细的状态消息。状态消息被传送至主机系统或附接的控制台(如果使用)，以用于维护。
手动测试模式：手动测试允许操作者单独地执行在自测中执行的每个测试并获得较低级别的状态信息用于故障排除。手动测试可被编程为提供可从测试仪表板中观察到的测量数据，所述测量数据包括显示来自每个传感器元件的返回信号以及数字或图形格式的6DoF数据的图表。
运行模式：运行模式包括两个子模式；获取和跟踪，其描述如下。
获取模式：当被命令为运行模式时，示例声学OTS将开始获取子模式，由此搜索匹配到3D实体模型的骨骼截面，并且因此还没有提供有效的位置数据给STS。在此模式期间，消息将不断地发送到STS(例如，经由IEEE 1394接口)，从而指示声学OTS的当前模式和健康状态。当声学OTS确定其具有与实体模型的可接受的匹配时，获取模式完成并且OTS被配准到3D实体模型。
跟踪模式：一旦OTS软件确定了与3D立体模型的充分匹配，其自动转换到跟踪模式，并开始经由IEEE 1394串行接口向STS报告6DoF位置数据。消息流包括健康状态字，其中每个帧指示骨骼位置相对于阵列的测量的有效性。该消息可以包括基于所接收的超声信号与3D参考模型的相关性的误差估计。如果出于某种原因，OTS软件感测到与3D实体模型没有充分匹配的骨骼截面，其将自动返回到获取模式并将OTS重新配准到3D实体模型。
阵列和模式选择以及阵列识别：声学OTS可被编程为自动检测连接至系统的阵列的类型。检测到的阵列类型的代码可以包含于发送至主机系统的状态消息中。
系统或子系统功能操作参数
6DoF跟踪：声学OTS可被编程为用作3PSNS系统的子系统，以提供对超声换能器阵列相对于配准到患者的骨骼的预定坐标系的6DoF跟踪，以用于机器人辅助外科手术。
6DOF跟踪采样频率：声学OTS跟踪采样频率可被编程为1kHz或更高。
6DoF跟踪延迟：声学OTS跟踪延迟可被编程为小于3ms。
6DoF跟踪延迟抖动：声学OTS跟踪延迟抖动可被编程为不超过可忽略的量。
相对目标跟踪速度：声学OTS可被编程为以高达50m米/秒的线速度跟踪换能器阵列相对于骨骼的相对位置。
目标跟踪范围：声学OTS可被编程为在距离初始化开始位置+/-25mm的运动范围内跟踪换能器阵列相对于骨骼的相对位置。
解剖目标：声学OTS可被编程为能够相对于以下解剖目标(例如，人类股骨和人类胫骨)来跟踪换能器阵列位置。
人类患者人群：OTS可支持在第5和第95百分位的小腿和大腿中部尺寸之间的男性和女性人类患者的外科手术程序，如下表1中规定的。
表1-人类患者人群特征
Figure GDA0002945146040000441
OTS系统可以用在年龄小于20岁的患者上，如果该患者的肢体在表1中规定的尺寸范围内。
6DoF数据输出参数：OTS能够输出例如，诸如在下表2中定义的6DoF位置和角度参数。
表2-6DoF参数
Figure GDA0002945146040000442
其中x2是X2方向上的单位矢量，而x'2是X'2方向上的单位矢量，以此类推，并且cos(θij)是描述在时间T时换能器阵列的角运动的方向余弦矩阵的元素，如下式(A)所示以及在图13中示出的。
Figure GDA0002945146040000443
在上式(A)中，(X2,Y2,Z2)是当系统被初始化时在t＝0时的OTS换能器坐标参考，而(X’2,Y’2，Z’2)是由于在随后的时间t＝T时换能器相对于骨骼的运动而产生的新的换能器角位置。参数x，y和z是在时间t＝T时换能器相对于骨骼参考系的平移的测量结果。图13示出了在时间T时的股骨6DoF坐标系。
操作序列：声学OTS可以以下活动序列进行操作(例如，膝关节镜检查)。
示例术前计划：(1)根据CT扫描(或其他3D层析成像)图像准备患者的股骨和胫骨的3D实体模型；(2)分配配准到三维实体模型上的P点的正交右手侧参考坐标系(如图13所示)；(3)验证/校准OTS超声阵列以适用3D骨骼模型。
示例操作日计划：(1)将声学OTS换能器阵列以距髌骨适当的距离附接到患者大腿和小腿；(2)经由示例3PSNS控制台激活声学OTS系统电子设备和监测器状态(包括TIB和MI输出显示指标)；(3)用换能器在其标称位置初始化OTS，以经由示例3PSNS控制台开始跟踪；(4)将3PSNS系统配准到超声阵列上的空间基准点；(5)将3PSNS系统与声学OTS骨骼跟踪配准到股骨和胫骨的皮质表面上的适当参考位置；(6)继续进行机器人辅助外科手术。
换能器阵列：可以配置声学OTS换能器阵列，使得它们适合在解剖尺寸范围内使用。
股骨阵列(或多个股骨阵列)
股骨阵列位置：可以配置OTS股骨阵列(或多个OTS股骨阵列)，使得它们能够对离膝关节6至12cm之间的股骨皮层表面成像。
股骨阵列扫描区域：可以配置OTS股骨阵列(或多个OTS股骨阵列)，使得它们能够扫描围长在35至75cm(直径11.1至23.9cm)之间的大腿区域。
胫骨阵列(或多个胫骨阵列)
胫骨阵列位置：可以配置OTS股骨阵列(或多个OTS股骨阵列)，使得它们能够对离膝关节6到12cm之间的胫骨皮质表面成像。
胫骨阵列扫描区域：可以配置OTS股骨阵列(或多个OTS股骨阵列)，使得它们能够扫描围长在28至48cm(直径8.9至15.3cm)之间的小腿区域。
其他阵列(或多个阵列)：所公开的技术可以用于实施用于其他人体骨骼(例如，诸如髋部、脊柱和踝部)的阵列。
输出显示标准：OTS超声系统可以产生符合输出显示标准(NEMA UD3-2004)的输出，作为FDA Track 3设备。
骨热指数：可以配置OTS超声系统，使得其提供在正在发射超声的全部时间的声学输出骨热指数(TIB)的实时报告。TIB值是温度升高超过环境体温的度数C的估计。TIB可以包含于传送至3PSNS的数据消息中。
机械指数：可以配置OTS超声系统，使得其提供在正在发射超声的全部时间的机械指数(MI)的实时报告。MI可以包含于传送至3PSNS的数据消息中。
传感器阵列清洁材料：可以配置OTS传感器阵列，使得其与以下清洁材料中的一种或多种相容，例如：75％IPA、Cidex Plus 28Day、Cidex OPA、Cidezyme、Klenzyme或Omnicide。
在本专利文件和所附附录中描述的主题和功能操作的实施方式可以在各种系统、数字电子电路或计算机软件、固件或硬件中实现，包括本说明书中公开的结构及其结构等同物或它们中的一个或多个的组合。在本说明书中描述的主题的实施方式可以被实现为一个或多个计算机程序产品，即，编码在有形和非暂时性计算机可读介质上的计算机程序指令的一个或多个模块，以供数据处理装置执行或用于控制所述数据处理装置的操作。计算机可读介质可以是机器可读存储设备、机器可读存储基板、存储器设备、影响机器可读传播信号的物质成分或它们中的一个或多个的组合。术语“数据处理装置”涵盖用于处理数据的所有装置、设备和机器，例如包括可编程处理器、计算机或多个处理器或计算机。除了硬件之外，该装置还可以包括为所涉及的计算机程序创建执行环境的代码，例如，构成处理器固件、协议栈、数据库管理系统、操作系统，或者它们中的一个或多个的组合的代码。
计算机程序(也称为程序、软件、软件应用程序、脚本或代码)可以以任何形式的编程语言来编写，包括编译或解释的语言，并且其可以以任何形式部署，包括独立程序或作为模块、组件、子程序或适用于计算环境的其他单元。计算机程序不一定对应于文件系统中的文件。程序可以存储在保存其他程序或数据(例如，存储在标记语言文档中的一个或多个脚本)的文件的一部分中、专用于所讨论的程序的单个文件中，或者存储在多个协调文件中(例如，存储一个或多个模块、子程序或部分代码的文件)。计算机程序可以部署为在一台计算机上或位于一个站点或跨多个站点分布并通过通信网络互连的多台计算机上执行。
本说明书中描述的过程和逻辑流程可以由执行一个或多个计算机程序的一个或多个可编程处理器来执行，以通过对输入数据进行操作并生成输出来执行功能。处理和逻辑流程也可以由专用逻辑电路(例如，FPGA(现场可编程门阵列)或ASIC(专用集成电路))执行，并且装置也可以实现为专用逻辑电路。
举例来说，适用于执行计算机程序的处理器包括通用和专用微处理器以及任何类型的数字计算机的任何一个或多个处理器。通常，处理器将从只读存储器或随机存取存储器或两者接收指令和数据。计算机的基本要素是用于执行指令的处理器以及用于存储指令和数据的一个或多个存储器设备。通常，计算机还将包括一个或多个用于存储数据的大容量存储设备(例如磁盘、磁光盘或光盘)或者可操作地耦合到所述大容量存储设备，以从其接收数据或将数据传送至其。然而，计算机不需要具有这种设备。适合于存储计算机程序指令和数据的计算机可读介质包括所有形式的非易失性存储器、介质和存储设备，例如，包括半导体存储设备，例如EPROM、EEPROM和闪存设备。处理器和存储器可以由专用逻辑电路补充或并入其中。
虽然本专利文件和所附附录包含许多细节，但是这些不应被解释为对任何发明或所要求保护的范围的限制，而是作为可能特定于特定发明的特定实施例的特征的描述。在本专利文献和附加的附录中描述的在单独实施例的上下文中的某些特征也可以在单个实施例中组合实现。相反地，在单个实施例的上下文中描述的各种特征也可以在多个实施例中单独地或以任何合适的子组合来实现。此外，尽管上文可以将特征描述为以某些组合起作用并且甚至最初如此要求，但是来自所要求保护的组合的一个或多个特征可以在一些情况下从组合中删除，并且所要求保护的组合可以针对子组合或子组合的变体。
类似地，尽管在附图中以特定的顺序描绘了操作，但是这不应被理解为要求以所示出的特定顺序或按顺序执行这样的操作，或者要求要执行所有示出的操作以实现期望的结果。此外，在本专利文献和所附附录中描述的实施例中的各种系统组件的分离不应被理解为在所有实施例中都需要这种分离。
仅描述了一些实施方式和示例，并且可以基于在本专利文件和所附附录中描述和示出的内容来做出其他实施方式、改进和变化。

Claims (40)

1.一种声学外科跟踪系统，包括：
声学探测设备，所述声学探测设备被构造为包括刚性支撑框架和换能器元件阵列，所述刚性支撑框架具有相接于生物体的身体部位的弯曲形状，所述换能器元件阵列布置在弯曲形状的刚性支撑框架上，并且可操作为朝向身体部位中的外科结构的目标体积发射声学波形并且接收从外科结构的目标体积的至少一部分返回的返回声学波形；
声学耦合组件，所述声学耦合组件被耦合到所述换能器元件阵列，并且可操作为当生物体的身体部位与所述声学耦合组件接触时，在换能器元件与生物体的身体部位之间传导声学波形，其中所述声学耦合组件包括水凝胶，所述水凝胶被构造成直接接触并符合身体部位的外表面，使得当所述声学耦合组件与所述身体部位的外表面接触时，声学耦合组件在接收介质和换能器元件阵列之间提供声学信号传输路径；
信号生成和处理设备，所述信号生成和处理设备与所述声学探测设备通信并且被构造为包括：(i)发射和接收电子TRE单元以及(ii)数据处理单元，所述数据处理单元包括用于存储数据的存储器以及耦合到所述存储器以处理数据的处理器，其中所述TRE单元包括与所述数据处理单元通信的波形生成器以及与所述波形生成器通信的一个或多个波形合成器，以根据由所述数据处理单元提供的波形信息经由所述波形生成器生成一个或多个波形，其中可发射的声学波形对应于由所述信号生成和处理设备生成的所述一个或多个波形；以及
位置跟踪设备，所述位置跟踪设备与所述信号生成和处理设备通信，并且可操作为跟踪布置在所述刚性支撑框架上的所述声学探测设备的换能器元件的位置，
其中所述数据处理单元被配置为处理具有换能器元件阵列的跟踪位置的、所接收的返回声学波形，以通过处理与外科结构相对于换能器元件阵列的跟踪位置的移动相关联的位置数据和矢量数据来确定(i)身体部位的外科结构的运动和(ii)相对于换能器元件阵列的跟踪位置的身体部位的外科结构在六自由度(6DoF)坐标空间中的位置坐标或定向中的至少一个。
2.根据权利要求1所述的系统，其中所述数据处理单元被配置为产生数据集，所述数据集包括身体部位的外科结构的所确定的运动、和位置坐标或定向中的至少一个，以及其中所述数据处理单元与手术系统通信并且被配置为将所产生的数据集传送到所述手术系统，使得所述手术系统可以基于所述数据集中包含的信息对外科结构执行操作或程序，所述信息包括身体部位的外科结构的所确定的运动、和位置坐标或定向中的至少一个。
3.根据权利要求1所述的系统，其中所述位置跟踪设备包括光学传感器，所述光学传感器包括相机、包含电荷耦合器件(CCD)的图像传感器或发光二极管(LED)中的一个或多个。
4.根据权利要求1所述的系统，其中所述水凝胶包括形成被构造为将水性流体截留在水凝胶内部的网络的一种或多种可聚合材料，
其中，当所述声学耦合组件与身体部位的外表面接触时，所述声学耦合组件提供接收介质与声学信号换能器元件之间的声学阻抗匹配。
5.根据权利要求4所述的系统，其中所述水凝胶被构造为符合身体部位以与表面完全接触，而不在声学耦合组件和身体部位之间形成空气包或空隙。
6.根据权利要求1所述的系统，其中所述TRE单元包括：
模拟至数字A/D转换器阵列，用于将由所述声学探测设备的换能器元件阵列所接收的、接收到的返回声学波形从模拟格式转换为数字格式，作为包括目标体积的至少一部分的信息的接收波形，
与所述一个或多个波形合成器通信的一个或多个放大器，用于修改提供至所述声学探测设备以用于发射的波形，以及
与所述声学探测设备和所述A/D转换器阵列通信的一个或多个预放大器，用于修改提供至所述A/D转换器的所述接收到的返回声学波形。
7.根据权利要求1所述的系统，其中所述声学探测设备包括可连接至所述信号生成和处理设备的TRE单元的信号接口模块，所述信号接口模块包括与所述换能器元件阵列通信的多路复用单元，以选择所述阵列中的一个或多个换能元件来将波形转换成相应的声学波形，并且选择所述阵列中的一个或多个换能元件来接收所述返回声学波形。
8.根据权利要求1所述的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为生成任意波形，其中所述任意波形包括数学上可描述的任意波形。
9.根据权利要求8所述的系统，其中所述任意波形包括矩形脉冲、三角形脉冲、冲激脉冲、高斯脉冲、正弦脉冲、辛格函数脉冲、墨西哥帽小波脉冲、哈尔小波脉冲、线性FM啁啾脉冲、双曲线FM啁啾脉冲、编码脉冲、二进制编码脉冲、三进制编码脉冲、相位编码脉冲、互补二进制编码脉冲、幅值编码脉冲、相位和幅值编码脉冲、频率编码脉冲、步进正弦波脉冲、整形频谱脉冲或上述的组合中的一个或多个。
10.根据权利要求8所述的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为对所述任意波形进行波束成形和操纵。
11.根据权利要求1所述的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为生成复合波形，所述复合波形包括两个或更多个独立正交编码波形，所述独立正交编码波形由所述一个或多个波形合成器根据所述波形信息生成，所述独立正交编码波形对应于一个或多个频带，其中所述独立正交编码波形彼此相互正交并且对应于不同频带，使得所述独立正交编码波形中的每个包括带有对应相位的唯一频率。
12.根据权利要求11所述的系统，其中所述独立正交编码波形中的每个包括分别被单独幅值加权和单独相位加权的多个幅值和多个相位。
13.根据权利要求11所述的系统，其中所述信号生成和处理设备可操作为确定每个独立正交编码波形的频带、幅值、时间带宽乘积参数和相位参数。
14.根据权利要求13所述的系统，其中所述相位参数是从一组伪随机数或从一组确定数中确定的。
15.根据权利要求1所述的系统，其中所述目标体积包括生物体的组织结构，并且所述探测设备的成形部分与生物体的身体部位接触。
16.根据权利要求15所述的系统，其中所述身体部位包括腹腔、胸腔、包括喉部的颈部、手臂、腿、膝关节、髋关节、踝关节、肘关节、肩关节、腕关节、胸部、生殖器或包括头盖骨的头部。
17.根据权利要求15所述的系统，其中所述生物体的组织结构包括癌性或非癌性肿瘤、内部军团、结缔组织扭伤、组织撕裂或骨骼。
18.一种使用声学波形由声学外科跟踪系统产生外科数据的方法，所述方法包括：
从所述声学外科跟踪系统的声学探测设备的阵列中的多个声学换能器元件朝向所述声学探测设备所接触到的生物体的身体部位的外科结构的目标体积发射声学信号；
在所述换能器元件中的一个或多个处接收从目标体积的至少一部分返回的声学回波，其中所接收的声学回波包括对应于所发射的声学信号的至少一些波形分量；
在声学信号的发射和声学回波的接收期间，确定所述声学探测设备的声学换能器元件的位置；
处理所接收的声学回波以产生对应于来自包括软组织和骨骼中的一个或两者的外科结构的返回声学回波的空间信息，其中所述处理包括确定回波特征，所述回波特征包括与从外科结构的组织-骨骼交界返回的声学回波相关联的唯一镜面图案数据；以及
使用所述声学换能器元件的确定的位置，基于来自外科结构的空间信息，通过与样本图案进行定量比较，在六自由度(6DoF)坐标空间中确定外科结构的位置或定向、或位置和定向两者，
其中，用于实现所述方法的声学外科跟踪系统包括：
声学探测设备，所述声学探测设备被构造为包括刚性支撑框架和换能器元件阵列，所述刚性支撑框架具有相接于生物体的身体部位的弯曲形状，所述换能器元件阵列布置在弯曲形状的刚性支撑框架上，并且可操作为朝向身体部位中的外科结构的目标体积发射声学波形并且接收从外科结构的目标体积的至少一部分返回的返回声学波形；
声学耦合组件，所述声学耦合组件被耦合到所述换能器元件阵列，并且可操作为当生物体的身体部位与所述声学耦合组件接触时，在换能器元件与生物体的身体部位之间传导声学波形，
信号生成和处理设备，所述信号生成和处理设备与所述声学探测设备通信并且被构造为包括：(i)发射和接收电子TRE单元以及(ii)数据处理单元，所述数据处理单元包括用于存储数据的存储器以及耦合到所述存储器以处理数据的处理器，其中所述TRE单元包括与所述数据处理单元通信的波形生成器以及与所述波形生成器通信的一个或多个波形合成器，以根据由所述数据处理单元提供的波形信息经由所述波形生成器生成一个或多个波形，其中可发射的声学波形对应于由所述信号生成和处理设备生成的所述一个或多个波形；以及
位置跟踪设备，所述位置跟踪设备与所述信号生成和处理设备通信，并且可操作为跟踪布置在所述刚性支撑框架上的所述声学探测设备的换能器元件的位置。
19.根据权利要求18所述的方法，包括：
使用所述声学换能器元件的确定的位置，基于来自外科结构的空间信息，通过与样本图案进行定量比较，在六自由度(6DoF)坐标空间中确定外科结构的骨骼的形态。
20.根据权利要求18所述的方法，其中确定所述声学换能器元件的位置包括确定所述换能器元件相对于三维空间中的固定点的位置。
21.根据权利要求18所述的方法，其中发射所述声学信号包括一次一个顺序地发射、同时地发射、或以错时或延时的模式发射。
22.根据权利要求18所述的方法，其中处理所接收的声学回波包括对来自外科结构的软组织和骨骼的、与所述空间信息对应的声学回波进行放大、滤波和数字采样；以及将所述空间信息存储为数据。
23.根据权利要求18所述的方法，其中所述唯一镜面图案数据包括在所采样的空间信息的骨骼的长度上的截面图案。
24.根据权利要求18所述的方法，其中所产生的空间信息包括对应于来自外科结构的声学回波的频谱信息。
25.根据权利要求18所述的方法，还包括：
在数据集中将外科结构的位置和/或定向提供至手术系统，所述手术系统可操作为基于所述数据集中包含的信息对外科结构执行操作或程序。
26.根据权利要求25所述的方法，其中将所述数据集提供至所述手术系统包括在所述手术系统的操作或程序期间，在包括对进入生物体的声学信号进行发射以及对从生物体出去的声学回波进行接收的方法的实施期间，实时地将所述数据集传送到手术程序。
27.一种声学外科跟踪设备，包括：
声学探测器，所述声学探测器包括刚性支撑框架和换能器元件阵列，所述刚性支撑框架具有相接于生物体的身体部位的弯曲形状，所述换能器元件阵列布置在弯曲形状的刚性支撑框架上，并且可操作为朝向身体部位中的外科结构的目标体积发射声学波形并且接收从外科结构的目标体积的至少一部分返回的声学回波；
声学耦合介质，所述声学耦合介质被耦合到所述换能器元件阵列，并且可操作为当生物体的身体部位与所述声学耦合介质接触时，在换能器元件与生物体的身体部位之间传导声学波形；以及
信号生成和处理单元，所述信号生成和处理单元与所述换能器元件通信并被构造为包括外壳、布置在所述外壳中的发射和接收电子TRE单元以及布置在所述外壳中的数据处理单元，并且所述数据处理单元包括用于存储数据的存储器以及耦合到所述存储器以处理数据的处理器，其中所述TRE单元包括与所述数据处理单元通信的波形生成器以及与所述波形生成器通信的一个或多个波形合成器，以根据由所述数据处理单元提供的波形信息经由所述波形生成器生成一个或多个波形，
其中所述声学波形对应于由所述信号生成和处理单元生成的所述一个或多个波形，并且返回的声学回波包括对应于所发射的声学波形的至少一些波形分量，
其中，所述数据处理单元被配置为通过识别与从外科结构的组织-骨骼交界返回的声学回波相关联的镜面图案数据来处理所述返回的声学回波，以产生与来自包括软组织和骨骼中的一个或两者的外科结构的声学回波对应的空间信息，并且在所述声学探测器的发射和接收操作期间，使用布置在所述刚性支撑框架上的所述换能器元件的位置数据，基于来自外科结构的空间信息，通过与样本图案进行定量比较，在六自由度(6DoF)坐标空间中确定外科结构的位置或定向、或位置和定向两者。
28.根据权利要求27所述的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为从与所述信号生成和处理单元通信的位置跟踪设备接收所述位置数据，以在所述声学探测器的发射和接收操作期间跟踪声学探测设备的换能器元件的位置。
29.根据权利要求27所述的设备，其中所述数据处理单元可操作为生成数据集，所述数据集包括身体部位的外科结构在6DoF坐标空间中的确定的位置、定向、或位置和定向。
30.根据权利要求29所述的设备，其中所述数据处理单元与手术系统通信并且可操作为将所产生的数据集传送到所述手术系统，使得所述手术系统能够基于所述数据集中包含的信息对外科结构执行操作或程序。
31.根据权利要求27所述的设备，其中所述声学耦合介质包括水凝胶，所述水凝胶包括形成被构造为将水性流体截留在水凝胶内部的网络的一种或多种可聚合材料，其中所述水凝胶被构造为符合身体部位的外表面和换能器元件，
其中，当所述声学耦合介质与身体部位的外表面接触时，所述声学耦合介质提供身体部位与声学信号换能器元件之间的声学阻抗匹配。
32.根据权利要求27所述的设备，其中所述TRE单元包括：
模拟至数字A/D转换器阵列，用于将由所述换能器元件阵列接收的返回声学回波从模拟格式转换为数字格式，作为包括目标体积的至少一部分的信息的接收波形，
与所述一个或多个波形合成器通信的一个或多个放大器，以修改提供至声学探测器以用于发射的波形，以及
与所述声学探测器和所述A/D转换器阵列通信的一个或多个预放大器，以修改提供至所述A/D转换器的所述返回声学回波。
33.根据权利要求27所述的设备，其中所述声学探测器包括可连接至所述信号生成和处理单元的TRE单元的信号接口模块，所述信号接口模块包括与所述换能器元件阵列通信的多路复用单元，以选择所述阵列中的一个或多个换能元件来将波形转换成相应的声学波形，并且选择所述阵列中的一个或多个换能元件来接收所述返回声学回波。
34.根据权利要求27所述的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为生成任意波形，其中所述任意波形包含数学上可描述的任意波形。
35.根据权利要求34所述的设备，其中所述任意波形包括矩形脉冲、三角形脉冲、冲激脉冲、高斯脉冲、正弦脉冲、辛格函数脉冲、墨西哥帽小波脉冲、哈尔小波脉冲、线性FM啁啾脉冲、双曲线FM啁啾脉冲、编码脉冲、二进制编码脉冲、三进制编码脉冲、相位编码脉冲、互补二进制编码脉冲、幅值编码脉冲、相位和幅值编码脉冲、频率编码脉冲、步进正弦波脉冲、整形频谱脉冲或上述的组合中的一个或多个。
36.根据权利要求34所述的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为对所述任意波形进行波束成形和操纵。
37.根据权利要求27所述的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为生成复合波形，所述复合波形包括两个或更多个独立正交编码波形，所述独立正交编码波形对应于一个或多个频带，所述独立正交编码波形由所述一个或多个波形合成器根据所述波形信息生成，其中所述独立正交编码波形彼此相互正交并且对应于不同频带，使得所述独立正交编码波形中的每个包括带有对应相位的唯一频率。
38.根据权利要求37所述的设备，其中所述独立正交编码波形中的每个包括分别被单独幅值加权和单独相位加权的多个幅值和多个相位。
39.根据权利要求37所述的设备，其中所述信号生成和处理单元可操作为确定每个独立正交编码波形的频带、幅值、时间带宽乘积参数和相位参数。
40.根据权利要求39所述的设备，其中所述相位参数是从一组伪随机数或从一组确定数中确定的。
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