MX2013015358A - Correccion de imagen intraoperativa para intervenciones guiadas por imagen. - Google Patents

Abstract

Se describe un sistema para la corrección de la captación de imágenes incluye una sonda para captación de imágenes rastreada (132) configurada para generar volúmenes de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones. Un módulo de compensación de imagen (115) se configura para procesar señales de imagen de un dispositivo médico para captación de imágenes asociado con la sonda y para comparar uno o más volúmenes de imagen con una referencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés. Un módulo de corrección de imagen (119) se configura para recibir las aberraciones determinadas por el módulo de compensación de imagen y generar un imagen corregida para despliegue con base en la velocidad de onda compensada.

Description

CORRECCION DE IMAGEN INTRAOPERATIVA PARA INTERVENCIONES GUIADAS POR IMAGEN CAMPO DE LA INVENCION Esta descripción se refiere a la corrección de imagen y más particularmente a sistemas y métodos para corregir errores de precisión en imágenes intraoperativas .

ANTECEDENTES DE LA INVENCION Las imágenes ultrasónicas (US, por sus siglas en inglés) se sabe que se distorsionan debido a las diferencias entre la velocidad del sonido asumida y actual en diferentes tejidos. Un sistema US asume una velocidad del sonido constante aproximada. Existen muchos métodos que intentan corregir está suposición. Como consecuencia, la mayor parte de los métodos buscan la información de la onda US que es devuelta de las características anatómicas que se están procesando gráficamente. Ya que una sola imagen US no incluye mucha información anatómica intrínseca, la mayor parte de estos métodos han sido incapaces de corregir aberraciones debido a la suposición de la velocidad constante.

En procedimientos en donde la imagen US se utiliza solamente para propósitos de diagnóstico, la aberración de fase no presenta un problema serio. Sin embargo, en intervenciones guiadas US, la Imagen US está estrechamente relacionada con una herramienta quirúrgica externamente Ref . : 245682 rastreada. Típicamente, la ubicación de una punta de la herramienta se superpone en la imagen/volumen US. Las herramientas usualmente se rastrean utilizando un sistema de rastreo externo (por ejemplo, electromagnético, óptico, etc.) en coordenadas espaciales absolutas. En tal escenario, la aberración de la imagen US puede tener hasta 5 mm de desfase de una región de interés. Esto puede adicionar un gran error al sistema de navegación quirúrgica completo.

BREVE DESCRIPCION DE LA INVENCION De acuerdo con los principios de la presente, un sistema para corrección de captación de imágenes incluye una sonda para captación de imágenes rastreada configurada para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones. Un módulo de compensación de imagen se configura para procesar señales de imagen de un dispositivo médico de captación de imágenes asociado con la sonda y para comparar uno o más volúmenes de imagen con una diferencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés. Un módulo de corrección de imagen se configura para recibir las aberraciones determinadas por el módulo para la compensación de imagen y generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada.

Una estación de trabajo de acuerdo con los principios de la presente incluye un procesador y memoria acoplada al procesador. Se acopla un dispositivo para captación de imágenes al procesador para recibir señales de la captación de imágenes de una sonda de captación de imágenes. La sonda para captación de imágenes se configura para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones. La memoria incluye un módulo de compensación de imagen configurado para procesar señales de imagen desde el dispositivo para captación de imágenes y compara uno o más volúmenes de imagen con una diferencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés. Un módulo de corrección de imagen también en la memoria se configura para recibir las aberraciones determinadas por el módulo para la compensación de imagen y generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada.

Un método para la corrección de imagen incluye rastrear una sonda de captación de imágenes para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones conocidas; procesar las señales de imagen de un dispositivo médico de captación de imágenes asociado con la sonda para comparar uno o más volúmenes de imagen con una diferencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés; y corregir las señales de imagen para reducir las aberraciones y para generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada .

Estos y otros objetos, características y ventajas de la presente descripción serán evidentes a partir de la siguiente descripción detallada de sus modalidades ilustrativas, que se leerán junto con las figuras anexas.

BREVE DESCRIPCION DE LAS FIGURAS Esta descripción presentará en detalle la siguiente descripción de las modalidades preferidas con referencia a las siguientes figuras, en donde: La FIG. 1 es un diagrama de bloque/flujo que muestra un sistema/método para la corrección de la aberración en imágenes médicas de acuerdo con una modalidad ilustrativa; La FIG. 2 es un diagrama esquemático que muestra una descomposición de los volúmenes de imagen tomadas en tres diferentes posiciones mediante una sonda para captación de imágenes de acuerdo con un ejemplo ilustrativo; La FIG. 3 es un diagrama esquemático que muestra las asimetrías de imagen utilizadas para la corrección de aberraciones de acuerdo con una modalidad ilustrativa,- La FIG. 4 es un diagrama esquemático que muestra un modelo utilizado para evaluar las asimetrías de imagen para corregir las aberraciones de acuerdo con otra modalidad ilustrativa; La FIG. 5 muestra imágenes de modelos utilizados para evaluar asimetrías con imágenes recolectadas para corregir las aberraciones de acuerdo con otra modalidad ilustrativa; La FIG. 6 es un diagrama esquemático que muestra un dispositivo médico utilizado para medir y corregir las asimetrías de imagen para aberraciones de acuerdo con otra modalidad ilustrativa; y La FIG. 7 es un diagrama de flujo que muestra los pasos para corregir aberraciones en imágenes médicas de acuerdo con una modalidad ilustrativa.

DESCRIPCION DETALLADA DE LA INVENCION Los principios de la presente describen las diferencias en la velocidad de ondas de sonido que se desplazan a través de la anatomía del paciente. Una diferencia en la velocidad del sonido se muestra experimentalmente como consistentemente agregando 3-4% de error en un sistema de navegación con base en ultrasonido (US) (por ejemplo, 4 mm de error a una profundidad de 15 cm) . Las modalidades de la presente corrigen este error. Cuando se corrige utilizando un ajuste en la velocidad del sonido, los principios de la presente reducen el error global del sistema. En una instancia, el error se redujo significativamente a aproximadamente 1 mm de aproximadamente 4 mm (a una profundidad de 15 cm) .

Para sistemas de navegación quirúrgicos con base en ultrasonido que se utilizan para procedimientos de intervención, los lugares tridimensionales (3) rastreados en tiempo real de una imagen US se utilizan, junto con la información de la imagen para corregir la aberración de fase. Esto aumenta la precisión de cualquier Sistema de intervención guiado por US.

Se entiende que la presente invención se describirá en términos de instrumentos médicos; sin embargo, las enseñanzas de la presente invención son más amplias y pueden aplicarse a cualquier instrumento utilizado en sistemas biológicos o mecánicos complejos de rastreo o análisis. En particular, los principios de la presente se pueden aplicar a procedimientos de rastreo interno de sistemas biológicos, procedimientos en todas las áreas del cuerpo tales como pulmones, tracto gastro- intestinal , órganos excretorios, vasos sanguíneos, etc. Los elementos descritos en las figuras, pueden implementarse en varias combinaciones de hardware y software y proporcionan funciones que pueden combinarse en un solo elemento o múltiples elementos.

Las funciones de los varios elementos mostrados en las figuras, pueden ser provistas a través del uso de hardware dedicado así como hardware capaz de ejecutar software en asociación con software apropiado. Cuando se proporcionan por un procesador, las funciones pueden ser provistas por un solo procesador dedicado, por un solo procesador compartido, o por una pluralidad de procesadores individuales, algunos de los cuales pueden compartirse. Además, el uso explícito del término "procesador" o "controlador" no debe construirse para referirse exclusivamente a hardware capaz de ejecutar software, puede implícitamente incluir, sin limitación, hardware de procesador de señal digital ("DSP", por sus siglas en inglés), memora de solo lectura ("ROM", por sus siglas en inglés) para almacenar software, memoria de acceso aleatorio ("RAM", por sus siglas en inglés), almacenamiento no volátil, etc.

Además, todas las expresiones en la presente que recitan principios, aspectos y modalidades de la invención, así como sus ejemplos específicos, pretenden abarcar tanto sus equivalentes estructurales como funcionales.

Adicionalmente , se pretende que tales equivalentes incluyan tanto equivalentes actualmente conocidos, así como equivalentes desarrollados en el futuro (es decir, cualquier elemento desarrollado que realiza la misma función, independientemente de la estructura) . De esta forma, por ejemplo, se apreciará por los expertos en la técnica que los diagramas de bloque presentados aquí representan vistas conceptuales de los componentes del sistema ilustrativos y/o circuitos que modalizan los principios de la invención. Similarmente, se apreciará que cualquier gráfica de flujo, diagrama de flujo y similar representa varios procesos que pueden ser sustancialmente representados en medios de almacenamiento legibles por computadora y en consecuencia ejecutados por una computadora o procesador, si tal computadora o procesador se muestra explícitamente o no.

Además, las modalidades la presente invención pueden tomar la forma de un producto de programa de computadora accesible desde un medio de almacenamiento utilizable por computadora o legible por computadora que proporciona códigos de programa para utilizarse por o en conexión con una computadora o cualquier sistema de ejecución de instrucciones. Para los propósitos de esta descripción, un medio de almacenamiento utilizable por computadora o legible por computadora puede ser cualquier aparato que pueda incluir, almacenar, comunicar, propagar, o transportar el programa para uso por, o en conexión con el sistema, aparato o dispositivo de ejecución de instrucciones. El medio puede ser un sistema electrónico, magnético, óptico, electromagnético, infrarrojo o semiconductor (o aparato o dispositivo) o un medio de propagación. Los ejemplos de medio legible por computadora incluyen un semiconductor o memoria de estado sólido, cinta magnética, o disquete de computadora removible, una memoria de acceso aleatorio (RAM) , una memoria de solo lectura (ROM) , un disco magnético rígido y un disco óptico. Los ejemplos actuales de discos magnéticos incluyen disco compacto de memoria de solo lectura de (CD-ROM) , disco compacto para lectura/escritura (CD-R/W) y DVD.

Haciendo referencia ahora a las figuras, en donde los números iguales representa los mismos o similares elementos e inicialmente a la FIG. 1, un sistema 100 para llevar a cabo un procedimiento médico se describe ilustrativamente. El sistema 100 puede incluir una estación de trabajo o consola 112 desde la cual se supervisa y administra un procedimiento. Los procedimientos pueden incluir cualquier procedimiento incluyendo pero no limitándose a biopsias, ablaciones, inyección de medicamentos, etc. La estación de trabajo 112 preferiblemente incluye uno o más procesadores 114 y la memoria 116 para almacenar programas y aplicaciones. Se debe entender que la función y componentes del sistema 100 pueden integrarse en una o más estaciones de trabajo o sistemas.

La memoria 116 puede almacenar un módulo de compensación de imagen 115 configurado para interpretar señales de retroalimentacion electromagnéticas, ópticas y/o acústicas de un dispositivo médico de captación de imágenes 110 y de un sistema de rastreo 117. El módulo de compensación de imagen 115 se configura para utilizar la retroalimentacion de señal (y cualquier otra retroalimentacion) para determinar los errores o aberraciones relacionados con las diferencias de velocidad entre una velocidad asumida y una velocidad actual para la captación de imágenes de un sujeto 148 y para describir una región de interés 140 y/o dispositivo médico 102 en imágenes médicas.

El dispositivo médico 102 puede incluir, por ejemplo, una aguja, un catéter, un cable guía, un endoscopio, una sonda, un robot, un electrodo, un dispositivo de filtro, un dispositivo de balón u otro componente médico, etc. La estación de trabajo 112 puede incluir una pantalla 118 para visualizar las imágenes internas de un sujeto 148 utilizando el sistema para captación de imágenes 110. El sistema para captación de imágenes 110 puede incluir modalidades para captación de imágenes en donde la velocidad de desplazamiento de la onda, es un problema, tal como, por ejemplo, ultrasonido, fotoacústicos , etc. El sistema para captación de imágenes o sistemas 110 también puede incluir otros sistemas también, por ejemplo, a sistema para captación de imágenes de resonancia magnética (MRI, por sus siglas en inglés), un sistema de fluoroscopía, un sistema de tomografía computarizada (CT, por sus siglas en inglés) u otro sistema. La pantalla 118 puede permitir a un usuario interactuar con la estación de trabajo 112 y sus componentes y funciones. Esto además se facilita por una interface 120 que puede incluir un teclado, un ratón, una palanca de mando, o cualquier otro periférico o control para permitir la interacción del usuario con la estación de trabajo 112.

Puede incorporarse uno o más dispositivos de rastreo 106 en el dispositivo 102, de tal forma que la información puede rastrearse en el dispositivo 102. Los dispositivos de rastreo 106 pueden incluir rastreadores electromagnéticos (EM, por sus siglas en inglés) , rastreo con fibra óptica, sistemas de posicionamiento robótico, etc.

El sistema para captación de imágenes 110 puede ser provisto para recolectar datos de captación de imágenes intraoperativos en tiempo real. Los datos de captación de imágenes pueden desplegarse en la pantalla 118. El módulo de compensación de imagen 115 calcula las correcciones de aberración para las señales de imágenes/imagen devueltas por el sistema para captación de imágenes 110. Puede desplegarse una interpretación digital de la región de interés 140 y/o el dispositivo 102 (utilizando señales de retroalimentación) con aberraciones y errores determinados debido a las diferencias en la velocidad de desplazamiento. La interpretación digital puede generarse por un módulo de corrección de imagen 119.

En una modalidad, el sistema para captación de imágenes 110 incluye un sistema ultrasónico, y las emisiones son acústicas en naturaleza. En otras modalidades útiles, una aplicación de intervención puede incluir el uso de dos o más dispositivos médicos dentro de un sujeto 148. Por ejemplo, un dispositivo 102 puede incluir un catéter guía, y otro dispositivo 102 puede incluir una aguja para llevar a cabo una ablación o biopsia, etc. Otras combinaciones de dispositivos también se contemplan.

De acuerdo con una modalidad particularmente útil, puede ser provisto un modo de operación especial en la estación de trabajo 112 o en el dispositivo médico para captación de imágenes 110 (por ejemplo, una máquina US) para corregir la aberración en imágenes controladas. El modo de operación especial puede configurarse por medio de la activación de un mecanismo de habilitación 111, por ejemplo, un interruptor actual, botón, etc., o un interruptor virtual, botón, etc. (por ejemplo, en la interface 120). El interruptor 111 en la forma de un botón /o interface de usuario puede selectivamente activarse o desactivarse manual o automáticamente. Una vez activado, el modo de operación especial habilita la corrección de la aberración de fase mediante el uso de una combinación de información de retroalimentación del sistema para captación de imágenes 110 (por ejemplo, sistema para captación de imágenes US) y el sistema de rastreo 117.

En una modalidad, el sistema para captación de imágenes 110 incluye un sistema ultrasónico que tiene una sonda 132 con sensores de rastreo 134 montados ahí. Los sensores de rastreo 134 en la sonda 132 se calibran/registran en/con el volumen que se está procesando gráficamente. Eb esta forma, la región o interés 140 y/o dispositivo médico 102 se rastrea por el sistema de rastreo 117 utilizando los sensores 134 y/o sensores 106 (para el dispositivo 102) . Los sensores 134 en la sonda US 132 proporcionan una posición 3D y orientación de la imagen US/volumen en el espacio 3D. Por lo tanto, con respecto a un sistema de coordenadas global, la ubicación de cualquier vóxel en cualquier imagen US puede correlacionarse con cualquier otro píxel en cualquier imagen.

El módulo de compensación de imagen 115 incluye los modelos de corrección de aberración de fase 136. Los modelos de corrección 136 se correlacionan/comparan a/con las imágenes recolectadas y empleadas para proporcionar correcciones para cada una de las imágenes. En una modalidad, los modelos 136 se utilizan para correlacionar la información en una imagen con la observada en otra imagen. Esto puede realizarse comparando las características correspondientes a través de dos (o más) imágenes y optimizando el modelo de corrección de aberración 136 para obtener el modelo o modelos de mejor adaptación a los datos de captación de imágenes. En otra modalidad, el módulo 115 puede utilizar la distorsión de imagen (por ejemplo, utilizando el registro no rígido de imágenes) en dos o más imágenes para obtener la corrección espacialmente variable para la velocidad del sonido (además de solo una sola velocidad de sonido corregida) .

El módulo de compensación de imagen 115 utiliza la retroalimentacion a través de múltiples imágenes y emplea las propiedades corregidas a continuación para la corrección de aberración de fase. El módulo de compensación de imagen 115 asegura que la anatomía en estas imágenes se alinee consistentemente a través de múltiples márgenes. Esto su utiliza como una restricción por medio de módulo 115 para corregir la aberración.

En otra modalidad, el proceso para actualizar la velocidad del ultrasonido puede llevarse a cabo iterativamente en donde la velocidad corregida del sonido se aplica y después el procedimiento se realiza de nuevo para además refinar la velocidad del sonido. Esto puede lograrse guiando manual o automáticamente a un usuario para mover la sonda 132 una cantidad predefinida o en una dirección predefinida. Esto también puede lograrse algorítmicamente corriendo el algoritmo varias veces en las imágenes US corregidas. Una vez que se obtiene la corrección, las imágenes se actualizan de acuerdo con la velocidad del sonido corregida .

En otras modalidades, los modelos 136 pueden incluir valores de distorsión/corrección de aberración de fase esperados con base en los datos históricos, capturas el usuario, distorsión de imagen o datos de distorsión/corrección de aberración de fase aprendido. Los modelos de corrección 136 pueden ser tan simples como una operación de escalamiento (por ejemplo, multiplicar una respuesta por el factor de escalamiento) en algunos casos, para corrección de fase con base en anatomía más complicada en otros casos (por ejemplo, determinando las distorsiones debido a masas en las imágenes, etc.) .

La optimización del modelo puede utilizar una pluralidad de métricos en diferentes combinaciones. Por ejemplo, el modelo de corrección 136 puede optimizarse calculando un métrico de comparación de imagen, tal como por ejemplo, maximización de la información manual, minimización de entropía, etc. Alternativamente, la aberración puede optimizarse mediante el uso de las señales de la imagen US con las señales recibidas de una orientación diferente. En aún otra modalidad, el módulo de compensación de imagen 115 puede registrar una(s) imagen (s) actual para un modelo de paciente (por ejemplo, una imagen de resonancia magnética pre-operativa (MRI) , imagen de tomografía ccmputarizada (CT, por sus siglas en inglés), atlas estadístico, etc.) y utilizando esta información para optimizar la aberración de fase.

Una ventaja de utilizar un modelo 136 es que la optimización puede utilizar una respuesta de señal 'esperada' del modelo 136. Además, el modelo 136 puede incorporar la velocidad del sonido esperada de diferentes tejidos. Por lo tanto, el modelo ayuda en la corrección en vivo de las distorsiones de la imagen US.

Una ubicación de la herramienta/dispositivo 102 quirúrgico externamente rastreado también puede utilizarse como una restricción de la corrección. Esto es particularmente útil si parte del dispositivo 102 (por ejemplo, aguja, catéter, etc.) es visible en la imagen US, como es el caso usualmente en muchas aplicaciones. Se debe notar que las técnicas aquí descritas y otras pueden utilizarse en combinación entre sí.

Después de aplicar la corrección, cada imagen US tendrá vóxels y profundidades de vóxels corregidas para permitir la correcta superposición de las herramientas quirúrgicas. La superposición de las herramientas se calcula a partir del sistema de rastreo externo 117. El módulo de corrección de imagen 119 ajusta la imagen para determinar las aberraciones para transmitirlas a una pantalla 118 o pantallas.

En un ejemplo, en experimentos llevados a cabo por los inventores, los inventores fueron capaces de mostrar repetidamente que las diferencias en la velocidad del sonido adicionaron consistentemente 3-4% de error en el sistema de navegación con base en US (por ejemplo, 4 mm de error a una profundidad de 15 cm) . En este caso, la diferencia entre la velocidad del sonido asumida por la máquina US y la del agua fue de 4%. Esto lleva a un error en la calibración del volumen de imagen a los sensores 134 acoplados a la sonda 132, llevando a un desplazamiento visible en la superposición de la posición de la punta del catéter del dispositivo 102. Cuando se corrige lo mismo utilizando un ajuste en la velocidad del sonido de acuerdo con los principios de la presente, se fue capaz de reducir el error global del sistema en este ejemplo en aproximadamente 3 mm de los 4 mm. Estos resultados son ilustrativos, también se contemplan otras mejoras. El método para la corrección reduce la cantidad de error con base en la aberración adicionada a un sistema de intervención guido por US. La corrección puede remover significativamente los sesgos de imagen, aumentar la precisión del sistema y corregir las imágenes distorsionadas. Los principios de la presente mejoran la precisión de los sistemas de guía de intervención y pueden aportar la precisión de la imagen de estar fuera de un promedio de 5-6 mm (inaceptable) a solamente 2-3 mm (aceptable) o menos.

Haciendo referencia a la FIG. 2, un proceso de captación de imágenes ultrasónicas se descompone para además ilustrar los principios de la presente. Una región de interés 202 no se procesará gráficamente. Un diagrama 200 muestra una sonda ultrasónica 132 que incluye sensores 134 para determinar una posición y orientación de la sonda 132. Como la sonda 132 se coloca con relación a la región de interés 202, se recolecta una pluralidad de volúmenes de imagen 204, 206 y 208. Los diagramas 200a, 200b y 200c muestran una descomposición de la imagen 200. Cada volumen 204, 206, 208 en los diagramas 200a, 200b y 200c incluye una imagen 2l8 de la región de interés 202 que incluye una diferencia de aberración 210, 212 y 214 debido a la diferencia entre una velocidad del sonido asumida y la velocidad del sonido actual a través de la región de interés 202. Las diferencias de aberración 210, 212, 214 se determinarán de acuerdo con los principios de la presente.

Haciendo referencia a la FIG. 3, en una modalidad, las imágenes 218 de cada volumen 204, 206, 208 pueden comparase entre sí para determinar asimetrías entre las imágenes 218. Las asimetrías después se utilizan para determinar la aberración (210, 212, y 214) en el bloque 220.

Haciendo referencia a la FIG. 4, el proceso de bloque 220 se describe con mayor detalle de acuerdo con una modalidad particularmente útil. La sonda externa 132 se rastrea por medio de los sensores 134. Un sistema de coordenadas 224 de la sonda 132 puede transformares utilizando las transformaciones 230 para un sistema de coordenadas de la región de interés 202 u otro sistema de coordenadas de referencia, por ejemplo, un sistema de coordenadas global 226 asociado con imágenes pre-operativas tomadas por, por ejemplo, CT, MRI, etc. Los sensores 134 en la sonda 132 proveen la posición 3D y orientación de los volúmenes de imagen 204, 206 y 208 en el espacio 3D. Con respecto al sistema de coordenadas global 226, la ubicación de cualquier vóxel en cualquier volumen de imagen 204, 206 y 208 puede correlacionarse con el de cualquier otro píxel en cualquier otro volumen de imagen.

Un modelo de corrección de aberración de fase 232 toma estas imágenes correlacionadas 218 y corrige cada una de las imágenes 218. Un algoritmo correlaciona la información de una imagen con la observada en otra imagen mediante la comparación de las características correspondientes a través de dos imágenes (o más) . La correlación puede optimizarse mediante la búsqueda de la mejor correlación adaptada entre las dos o más imágenes 218. El algoritmo incluye la distorsión de aberración de fase/modelos de corrección (por ejemplo, los modelos de escalamiento, modelos vóxel considerando la densidad de los tejidos y sus variaciones, etc.). La distorsión de aberración de fase /modelos de corrección pueden utilizarse para proporcionar una correlación mejor adaptada 234 y/o representar datos históricos u otra información aprendida de la adaptación de dos o más imágenes . La optimización del modelo puede utilizar una variedad de métricas en diferentes combinaciones. Por ejemplo., la optimización del modelo de corrección 232 puede llevarse a cabo calculando la métrica de comparación de imagen como la maximización de la información mutua, minimización de entropía, etc.

Haciendo referencia a la FIG. 5, en otra modalidad, el lugar de, o además de optimizar la aberración mediante el uso de señales US recibidas de cada imagen US, y después comparando las respuestas con señales recibidas de alguna otra orientación, una(s) imagen (s) US actual US 302 o 304 puede registrarse respectivamente o compararse con un(s) modelo (s) de paciente 306 o 308 (MRI pre-operativo, CT, atlas estadístico, etc.) y la información recolectada para el registro/comparación puede utilizarse para optimizar la aberración de fase. Los modelos 306, 308 pueden utilizarse para proporcionar una respuesta de señal 'esperada' . Por ejemplo, las densidades y geometría pueden determinares en términos de impacto en la velocidad del sonido a través de las características. El (los) modelo (s) 306, 308 pueden incorporar la velocidad del sonido esperada de diferentes tejidos, y ayudar en la corrección en vivo de distorsiones en las imágenes 302, 304.

Haciendo referencia a la FIG. 6, una herramienta quirúrgica rastreada, por ejemplo, dispositivo 102, puede utilizarse en otro modelo de corrección. Se debe entender que los métodos presentes pueden emplearse además de, en combinación con, o en lugar de los otros métodos descritos en la presente. Una ubicación de la herramienta quirúrgica externamente rastreada 102 puede llevarse a cabo utilizando un sistema de rastreo (117, FIG. 1) , tal como un sistema de rastreo electromagnético, un sistema de rastreo con fibra óptica, un sistema de percepción de formas, etc. Ya que el dispositivo 102 se está rastreando, el dispositivo 102 puede utilizarse como una característica contra la cual las aberraciones pueden estimarse y corregirse. La posición del dispositivo 102 puede utilizarse como una restricción para la corrección. Esto es particularmente útil si parte del dispositivo (por ejemplo, una aguja, catéter, etc.) es visible en el volumen de imagen (204, 206, 208), que es usualmente el caso en muchas aplicaciones. Una configuración 320 muestra el dispositivo 102 con aberraciones y una configuración 322 muestra el dispositivo 102 después de la corrección.

Haciendo referencia a la FIG. 7, un sistema/método para la corrección de imagen se muestra ilustrativamente. En el bloque 402, una sonda para captación de imágenes se rastrea para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones conocidas. La sonda para captación de imágenes puede incluir una sonda ultrasónica y recibe pulsos o señales ultrasónicas para/de una región de interés. La región de interés puede ser cualquier tejido u órgano interno de un paciente. También se pueden utilizar otras tecnologías de captación de imágenes. La sonda puede rastrearse utilizando uno de más sensores de posición. Los sensores de posición pueden incluir sensores electromagnéticos o pueden emplear otra tecnología de percepción de posición.

En el bloque 404, las señales de imagen se procesan de un dispositivo médico de captación de imágenes asociado con la sonda para comparar uno o más volúmenes de imagen con una referencia. La comparación determina aberraciones entre una velocidad de onda asumida (que se asume como siendo constante para todos los tejidos) a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés.

En el bloque 406, la referencia puede incluir una o más características de la región de interés y una pluralidad de volúmenes de imagen de diferentes orientaciones que se alinean utilizando un sistema de coordenadas de tal forma que las asimetrías en una o más de las características se utilizan para calcular la aberración. En el bloque 408, un dispositivo médico rastreado puede desplegarse en las imágenes de tal forma que una posición y orientación del dispositivo médico pueden utilizarse como la referencia para calcular la aberración.

En el bloque 410, la referencia puede incluir un modelo. Una o más de las características de la región de interés se comparan con el modelo de tal forma que esas asimetrías en las características se utilizan para calcular la aberración. El modelo puede incluir un modelo de paciente generado por una modalidad de captación de imágenes tridimensional (por ejemplo, CT, MRI, etc.) . El modelo también puede incluir puntos de características seleccionados almacenados en la memoria para proporcionar la comparación o transformación para alinear las imágenes. Los puntos de características seleccionados pueden determinares o proporcionarse con base en los datos históricos o aprendidos del procedimiento actual y/o procedimientos con otros pacientes. En el bloque 412, en una modalidad, el modelo puede incluir los datos de velocidad de onda a través de la región de interés (incluyendo diferentes valores para tejidos específicos, regiones, etc.) y proporcionar ajustes utilizando estos datos para determinar la velocidad de onda compensada a través de la región de interés.

En el bloque 414, las señales de imagen se corrigen para reducir las aberraciones y para generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada. En el bloque 416, un modo de compensación de imagen puede habilitarse incluyendo un interruptor real o virtual para desplegar una imagen corregida en aberración cuando se activa. Cuando se activa, el interruptor habilita la compensación de aberración. Cuando se deshabilita, la compensación de aberración no se compensa.

En la interpretación de las reivindicaciones, se debe entender que: a) la palabra "que comprende" no excluye la presencia de otros elementos o acciones diferentes de los enumerados en una reivindicación dada; b) la palabra "uno" o "una" precediendo un elemento no excluye la presencia de una pluralidad de tales elementos; c) cualquier signo de referencia en las reivindicaciones no limita su alcance; d) varios "medios" puede ser representados por el mismo artículo o estructura o función implementada en hardware o software; y e) ninguna secuencia específica de acciones pretende ser requerida a menos que se indique específicamente .

Habiendo descrito las modalidades preferidas para sistemas y métodos para la corrección de imagen intraoperativa para intervenciones guiadas con imágenes (que pretenden ser ilustrativas y no limitantes) , se nota que esas modificaciones y variaciones pueden hacerse por expertos en la técnica en vista de las enseñanzas anteriores. Por lo tanto se entiende que pueden hacerse cambios en las modalidades particulares de la descripción descrita que caen dentro del alcance de las modalidades descritas en la presente como se perfila por las reivindicaciones anexas. De esta forma habiendo descrito los detalles y particularidades requeridos por las leyes de patentes, lo que se reivindica y desea proteger por los Cartas de Patente se determina en las reivindicaciones anexas.

Se hace constar que con relación a esta fecha, el mejor método conocido por la solicitante para llevar a la práctica la citada invención, es el que resulta claro de la presente descripción de la invención.

Claims (15)

REIVINDICACIONES Habiéndose descrito la invención como antecede, se reclama como propiedad lo contenido en las siguientes reivindicaciones:

1. Un sistema para corrección de captación de imágenes, caracterizado porque comprende: una sonda para captación de imágenes rastreada configurada para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones; un módulo de compensación de imagen configurado para procesar señales de imagen de un dispositivo médico de captación de imágenes asociado con la sonda y compara uno o más volúmenes de imagen con una diferencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés; y un módulo de corrección de imagen configurado para recibir las aberraciones determinadas por el módulo para la compensación de imagen y generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada.

2. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la referencia incluye una o más características de la región de interés de tal forma que cuando una pluralidad de volúmenes de imagen de diferentes orientaciones se alinea utilizando un sistema de coordenadas, las asimetrías en una o más de las características se utilizan para calcular las aberraciones.

3. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque la referencia incluye un modelo y una o más características de la región de interés se comparan con el modelo de tal forma que las asimetrías en una o más de las características se utilizan para calcular las aberraciones.

4. El sistema de conformidad con la reivindicación 3, caracterizado porque el modelo incluye datos de velocidad de onda a través de la región de interés para proporcionar la velocidad de onda compensada a través de la región de interés .

5. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque además comprende un dispositivo médico rastreado en donde la posición y orientación del dispositivo médico se utilizan como la referencia para calcular la aberración.

6. El sistema de conformidad con la reivindicación 1, caracterizado porque el módulo de compensación de imagen emplea un método de optimización para determinar la mejor opción entre una imagen y la referencia.

7. Una estación de trabajo, caracterizada porque comprende : un procesador; una memoria acoplada al procesador; y un dispositivo para captación de imágenes acoplado al procesador para recibir señales de la captación de imágenes de una sonda de captación de imágenes, la sonda para captación de imágenes configurada para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones; la memoria incluye: un módulo de compensación de imagen configurado para procesar señales de imagen desde el dispositivo para captación de imágenes y compara uno o más volúmenes de imagen con una diferencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés; y un módulo de corrección de imagen configurado para recibir las aberraciones determinadas por el módulo para la compensación de imagen y generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada.

8. La estación de trabajo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizada porque además comprende un dispositivo médico rastreado en donde la posición y orientación del dispositivo médico se utilizan como la referencia para calcular la aberración.

9. La estación de trabajo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizada porque el módulo de compensación de imagen emplea un método de optimización para determinar la mejor opción entre una imagen y la referencia.

10. La estación de trabajo de conformidad con la reivindicación 9, caracterizada porque el método incluye uno de la maximización de la información mutua y la minimización de la entropía.

11. La estación de trabajo de conformidad con la reivindicación 7, caracterizada porque además comprende un mecanismo habilitado configurado para habilitar un modo de compensación de imagen para desplegar una imagen con aberración corregida.

12. Un método para la corrección de imagen, caracterizado porque comprende: rastrear una sonda de captación de imágenes para generar volúmenes de captación de imágenes de una región de interés desde diferentes posiciones conocidas; procesar las señales de imagen de un dispositivo médico de captación de imágenes asociado con la sonda para comparar uno o más volúmenes de imagen con una diferencia para determinar aberraciones entre una velocidad de onda asumida a través de la región de interés y una velocidad de onda compensada a través de la región de interés; y corregir las señales de imagen para reducir las aberraciones y para generar una imagen corregida para el despliegue con base en la velocidad de onda compensada.

13. El método de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado porque la referencia incluye una o más características de la región de interés y el método además comprende alinear una pluralidad de volúmenes de imagen de diferentes orientaciones utilizando un sistema de coordenadas tal que las asimetrías en una o más de las características se utilizan para calcular las aberraciones.

14. El método de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado porque la referencia incluye un modelo y el método además comprende comparar una o más características de la región del modelo de tal forma que las asimetrías en una o más de las características se utilizan para calcular las aberraciones .

15. El método de conformidad con la reivindicación 12, caracterizado porque además comprende desplegar un dispositivo médico rastreado de tal forma que una posición y orientación del dispositivo médico se utilizan como la referencia para calcular la aberración.