只使用2d熒光透視自動地確定3d導(dǎo)管位置和取向的制作方法
【專利摘要】一種用于使用單平面熒光透視自動地確定活體中的不透射線醫(yī)療對象的3D位置和取向的方法包括：從單平面熒光透視儀(10)捕獲數(shù)字化2D圖像流；在數(shù)字2D圖像的子集中檢測醫(yī)療對象的圖像；應(yīng)用像素級幾何計算來測量醫(yī)療對象圖像；對圖像測量結(jié)果應(yīng)用錐形投影和徑向延長校正(31)；以及從校正的2D圖像測量結(jié)果計算醫(yī)療對象的3D位置和取向。
【專利說明】只使用2D熒光透視自動地確定3D導(dǎo)管位置和取向
[0001]相關(guān)申請
[0002]本申請要求于2011年9月8日提交的美國臨時申請61/573，557和于2011年10月17日提交的美國臨時申請61/627，728的權(quán)利，這些美國臨時申請的全部內(nèi)容以引用的方式合并于此。
【技術(shù)領(lǐng)域】
[0003]本發(fā)明總體上涉及醫(yī)療成像系統(tǒng)，更具體地涉及在介入醫(yī)療程序期間使用的2D突光透視系統(tǒng)。
【背景技術(shù)】
[0004]解剖標測系統(tǒng)提供感興趣的心腔中的導(dǎo)航導(dǎo)管的三維位置，并且，在一些情形下，還可以被用來構(gòu)造心腔的3D圖。但是，獲取和操作這些系統(tǒng)都非常昂貴。因此，這些系統(tǒng)僅僅在介入程序期間使用的少數(shù)實驗室中可用，并且，這些系統(tǒng)中的一些可能需要特別設(shè)計的導(dǎo)管，例如，具有內(nèi)置傳感器的導(dǎo)管。
[0005]常規(guī)的熒光透視系統(tǒng)可在用于對導(dǎo)管和其它儀器成像和實時導(dǎo)航和用于在介入程序期間放置引線和支架的所有的成像的心臟介入實驗室中使用。除了初始獲取成本以外，這種系統(tǒng)幾乎不需要持續(xù)的操作成本。此外，常規(guī)的熒光透視系統(tǒng)能夠使任何類型的導(dǎo)管可視化。
[0006]圖1A和IB示出在房顫消融程序期間從常規(guī)的熒光透視系統(tǒng)獲得的圖像的兩個示例。在圖1A和IB中示出標測和消融導(dǎo)管2、被安置在食道(在心臟后側(cè))內(nèi)的食道探頭3、多電極筐導(dǎo)管4和冠狀靜脈竇導(dǎo)管5。這些導(dǎo)管包括無線電波吸收材料，并且，相比于諸如肺6和心臟輪廓7的生物組織提供良好的圖像對比度。X射線在肺中的衰減劣于心臟的衰減，因為，肺被填充有空氣，并且，其密度小于正常解剖組織。盡管有在不同取向上的各種結(jié)構(gòu)和導(dǎo)管的位置，但在這些圖像中沒有可辨的不同導(dǎo)管的深度(z軸)信息。
[0007]如圖1A和IB所示，由常規(guī)系統(tǒng)產(chǎn)生的熒光透視圖像具有不能提供3D圖像數(shù)據(jù)的局限性。雙平面熒光透視(來自兩個不同方向的兩個2D視圖)可以被用來確定諸如導(dǎo)管的對象的相對位置。但是，它的用處由于成本和過度的輻射而受限，并且，介入實驗室中只有1%至2%具有執(zhí)行雙平面熒光透視的能力。
[0008]圖2示出用來獲取2D熒光透視圖像數(shù)據(jù)的常規(guī)熒光透視系統(tǒng)10。用于常規(guī)熒光透視的成像過程涉及將X射線束發(fā)送通過臺子12上的患者(未示出)的X射線源11。通過致動控制板15上的腳踏板9來開始產(chǎn)生X射線，該控制板15被連接到(連接未示出)熒光透視系統(tǒng)10。X射線檢測器13可以是平板檢測器或圖像增強器/攝像機組件，其接收透過患者的X射線并將X射線能量轉(zhuǎn)換為圖像。X射線源11和X射線檢測器13被安裝在C臂8的相對端上。在適當?shù)臅r候，檢測器13使用X射線檢測層和光電子轉(zhuǎn)換層(例如，光電二極管或電子收集層)來執(zhí)行轉(zhuǎn)換，該X射線檢測層在被X射線刺激時產(chǎn)生光或釋放電子，其中，與每一個圖像元素(像素)中的X射線信號強度成比例的電荷信號被收集。然后，模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換產(chǎn)生數(shù)字圖像。無論X射線檢測器是什么樣，然后，所得到的數(shù)字圖像都被處理，可能被存儲，并且被顯示在屏幕14上。控制板以15示出。然后，可以在計算機顯示器14上顯示圖像。
[0009]圖3A示出用于熒光透視系統(tǒng)10的坐標系。z軸被限定為從X射線源11到X射線檢測器13的中心。X射線(與熒光透視儀可互換地使用)臺子12限定X軸和y軸。這三個軸用實線示出。這些軸的交點是在由軸x、y和z限定的3D空間的(0，0，0)處的中心，SP，原點。由于C臂8能夠移動，所以在C臂8被定向在如圖2所示的垂直位置或PA位置(前后位置)時在此處限定z軸。
[0010]X射線源11包括陰極和陽極。電子與產(chǎn)生形成錐形束的X射線光子的陽極材料相互作用。該束由準直器葉片控制，以限制患者的輻射暴露。X射線光子沿直線傳播，在精確的位置處在X射線檢測器13上形成圖像，該精確的位置表示X射線從源11的發(fā)射點到檢測器13中的該位置(圖像中的像素)的沿路中所有遇到的物質(zhì)。該像素的強度由沿著該路徑遇到的材料(組織、造影劑、介入工具)的類型和量限定。X射線束的衰減隨著穿過的組織的原子數(shù)和密度而變。對于X射線圖像分辨率的當前商用標準是約0.2mm x0.2mm。
[0011]由于熒光透視圖像是投影，所以它們表示3D解剖結(jié)構(gòu)的成像體積。基于X射線源
11、患者解剖結(jié)構(gòu)和檢測器位置在Z方向(平行于穿過中心O的中心射線)上的位置，根據(jù)精確的幾何規(guī)則，將該體積轉(zhuǎn)換為X射線檢測器13上的2D投影圖像。由于X射線源11離被成像的解剖結(jié)構(gòu)的有限距離，所以X射線投影成像體現(xiàn)了固有的失真。結(jié)果，更靠近X射線源11的對象在檢測到的圖像中比更遠離X射線源11的對象被放大得多，在不知道感興趣對象沿著z軸的位置(或先驗尺寸)的情況下無法解決這些模糊。 [0012]圖3B是從X射線機10的X射線源11的輸出的錐形形狀和幾何布置得到的幾何放大率的圖示。圖3B示出包括源11、臺子12和檢測器13的X射線機10的幾何結(jié)構(gòu)的簡單的2D表示。具有寬度W。的對象在檢測器13上形成具有圖像寬度Wi的圖像。(為了簡單起見，這種對象和圖像也分別被稱為參考標識符W。和Wi。)對象位于離源11的距離SOD (源至對象距離)處，并且，檢測器13位于離源11的距離SID (源至圖像距離)處。通過簡單的幾何學(xué)，Wi與W。之比等于SID與SOD之比。因此，這種布置的幾何放大率M是M=SID/S0D。
[0013]在名稱為“3D Model Creation of Anatomic Structures Using Single-PlaneFluoroscopy”的美國專利申請N0.12/885, 710中，公開了一種用于使用單平面突光透視估計諸如導(dǎo)管尖端的感興趣點的3D坐標的算法。該算法通過如下來計算3D位置估計值:(I)確定初始的導(dǎo)管尖端位置的3D坐標；(2)使導(dǎo)管前進小的測量量，并且獲得熒光透視圖像；
(3)測量導(dǎo)管尖端的初始位置和圖像中的位置之間的導(dǎo)管尖端的位置變化；(4)計算在X和y方向上的導(dǎo)管尖端位置的實際(物理)變化；(5)基于X和y上的導(dǎo)管尖端位置的變化和熒光透視圖像的幾何結(jié)構(gòu)來計算導(dǎo)管尖端的3D位置；以及(6)重復(fù)這些步驟，以產(chǎn)生導(dǎo)管尖端的一系列3D位置。該算法取決于知道導(dǎo)管尖端的初始3D坐標和將導(dǎo)航前進小的可測量的量以能夠假設(shè)導(dǎo)管尖端在直線上移動。該假設(shè)允許使用直線距離公式來計算連續(xù)的感興趣點位置的3D坐標。最初的模型試驗已經(jīng)表明在滿足假設(shè)時現(xiàn)有的算法是合理的(誤差〈8_)。但是，在一些情景中，對于導(dǎo)管前進的約束太嚴以至于不能減少3D位置誤差。
[0014]在 International Journal of Biomedical Imaging, Vol.2010, ArticleID631264 上發(fā)布的 Pascal Fallavollita 的標題為 “Is Single-View FluoroscopySufficient in Guiding Cardiac Ablation Procedures?” 的文章描述了使用 X 射線系統(tǒng)幾何結(jié)構(gòu)和成像濾波及圖案識別技術(shù)來估計導(dǎo)管尖端的深度(z軸坐標)的系統(tǒng)。本發(fā)明相對于Fallavollita的方法是一個顯著的改進，實現(xiàn)了提高的精確度，并以自動化的方式這樣做，以避免對臨床醫(yī)生的額外的要求。本發(fā)明識別在熒光透視系統(tǒng)內(nèi)存在的線索，并且，使用復(fù)合計算算法來識別導(dǎo)管的3D位置。熒光透視圖像中的像素值受平面外角度、深度和離中心射線的距離的影響，并且，考慮這些和其它的特性來確定導(dǎo)管尖端的3D位置的更加精確的估計值。在確定了導(dǎo)管尖端的3D位置的情況下，產(chǎn)生各種3D圖，例如，激活和電壓。
[0015]對于可用的方法，希望在熒光透視環(huán)境中確定3D坐標的方法的z軸精確度應(yīng)該實現(xiàn)±4mm的深度(z坐標)精確度。例如，因為由心臟消融導(dǎo)管形成的典型的病變可能是直徑為約4-6mm，所以至少希望這樣的精確度；從而，為了本發(fā)明的方法在這種介入程序期間可用，希望該量級上的定位精確度。
[0016]發(fā)明目的
[0017]本發(fā)明的目的在于，提供用于從2D (單平面)數(shù)字化熒光透視圖像重建不透射線醫(yī)療對象的3D位置和空間取向的目的的一組數(shù)字圖像處理技術(shù)和數(shù)學(xué)算法。本發(fā)明的一個特定的目的是提供這樣的系統(tǒng)，其中，不透射線醫(yī)療對象是心臟標測和消融導(dǎo)管或者在心臟成像或介入中使用的其它對象。
[0018]本發(fā)明的另一個目的在于提供一種醫(yī)療成像系統(tǒng)，該醫(yī)療成像系統(tǒng)使用可容易得到的醫(yī)療設(shè)備來重建不透射線醫(yī)療對象的位置和取向并且產(chǎn)生解剖結(jié)構(gòu)的三維模型。
[0019]另一個目的是提供使用考慮2D熒光透視系統(tǒng)的固有限制和特性的算法的這種系統(tǒng)。
[0020]本發(fā)明的另一個目的是提供一種通過使用門控圖像最小化操作期間的運動的影響來提聞精確度并因此提聞醫(yī)療程序的有效性的醫(yī)療成像系統(tǒng)。
[0021]本發(fā)明的另一個目的是提供自動地、實時地操作的這種系統(tǒng)，使得其可以與介入程序同時使用。
[0022]本發(fā)明的另一個目的在于，提供具有子像素圖像測量精確度的這種系統(tǒng)，從而，在其它系統(tǒng)不可用的經(jīng)濟水平上達到可用的z坐標精確度。
[0023]本發(fā)明的另一個目的是提供一種用于使用與正使用的2D熒光透視硬件無關(guān)的單平面熒光透視確定活體中的不透射線醫(yī)療對象的3D位置和取向的系統(tǒng)。
[0024]根據(jù)下面的描述和附圖，本發(fā)明的這些和其它目的將是清楚的。

【發(fā)明內(nèi)容】

[0025]本發(fā)明是一種用于使用單平面熒光透視自動地確定活體中的不透射線醫(yī)療對象的3D位置和取向的方法。所述方法包括如下步驟:(1)從單平面熒光透視儀捕獲數(shù)字化2D圖像流；(2)在數(shù)字2D圖像的子集中檢測醫(yī)療對象的圖像；(3)應(yīng)用像素級幾何計算來測量醫(yī)療對象圖像；(4)對圖像測量結(jié)果應(yīng)用錐形投影和徑向延長校正；以及(5)從校正的2D圖像測量結(jié)果計算醫(yī)療對象的3D位置和取向。在本發(fā)明方法的某些優(yōu)選實施例中，醫(yī)療對象是心臟導(dǎo)管，例如，心臟消融導(dǎo)管。在其它的實施例中，醫(yī)療對象可以是起搏器引線、除顫器引線、標測導(dǎo)管或支架。
[0026] 展示本文中使用的某些術(shù)語的定義將有助于理解本發(fā)明。[0027]如本文中使用的術(shù)語“不透射線醫(yī)療對象”是指基本上不透射線并且具有固定的尺寸的各種醫(yī)療儀器、工具、插件等，例如導(dǎo)管尖端、起搏器和除顫器導(dǎo)線、支架、較大的醫(yī)療對象的可識別部分等。本文的大部分在確定心臟導(dǎo)管尖端的位置和取向的背景中描述本發(fā)明。但是，本實施例不應(yīng)當是限制性的；本發(fā)明可適用于各種各樣的不透射線醫(yī)療對象，并且，對象類型和示例對象的特定列表也不應(yīng)當是限制性的。術(shù)語“不透射線醫(yī)療對象”有時在本文中被簡稱為“醫(yī)療對象”。
[0028]如本文中使用的，術(shù)語“單平面熒光透視”是指熒光透視系統(tǒng)以在程序期間拍攝所有的圖像的固定的角度的操作。本發(fā)明是用于3D確定在人體的區(qū)域(例如，心腔)內(nèi)移動時的導(dǎo)管的位置和取向的方法。雖然本發(fā)明涉及只使用一個固定的角度來產(chǎn)生圖像，如本文中稍后描述的，但是，本發(fā)明可以包括用于獨立地評價深度的兩個視圖以用于初始化。
[0029]如本文中使用的術(shù)語“兩視圖熒光透視測量”是指使用在C臂的不同角度處拍攝的兩個熒光透視圖像的3D位置確定。
[0030]如本文中使用的術(shù)語“形成圖像像素的簇”是指這樣的過程，通過該過程，圖像中的像素被分組在一起或者相互關(guān)聯(lián)，作為感測的醫(yī)療對象的可能的圖像。
[0031]如本文中使用的術(shù)語“像素級幾何計算”是指保持原始像素強度值且允許對像素強度值執(zhí)行統(tǒng)計計算的計算。像素級幾何計算稍后在本文中被更詳細地描述。
[0032]如本文中使用的術(shù)語“有效X射線尺寸”是指以一致的方式測量的尺寸，使得即使這些尺寸不等于被測量的不透射線醫(yī)療對象的實際物理尺寸，有效尺寸也被一致地感測，并且因此，在測量過程中可以被依賴。下面在本文中包括對有效X射線尺寸的進一步討論。
[0033]如本文中使用的術(shù) 語“梯形失真”是指由于平面外取向角而導(dǎo)致的圖像寬度的變化。
[0034]如本文中使用的術(shù)語“不應(yīng)計數(shù)(refractory count)”是指對應(yīng)于一時間段的計數(shù)。對于如何確定該時間段不應(yīng)當有限制，即，它不必由計數(shù)器確定。
[0035]如本文中使用的術(shù)語“觸發(fā)窗濾波器”是指這樣的過程，通過該過程，到這種濾波器的輸入基于由該濾波器接收到的其它輸入而在特定的時間窗(鎖定期)期間被忽略。
[0036]如本文中使用的術(shù)語“或門”是指執(zhí)行邏輯“或”運算的裝置或過程。該運算對于儀器領(lǐng)域中的技術(shù)人員來說是公知的。
[0037]術(shù)語“位置”和“地點”在本文中可互換地用來指諸如導(dǎo)管尖端或其它成像結(jié)構(gòu)的對象的3D坐標。
[0038]本發(fā)明方法的某些優(yōu)選實施例還包括在檢測步驟之前的初始化步驟，并且，所述初始化步驟包括醫(yī)療對象圖像的兩視圖熒光透視測量和設(shè)置醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準。
[0039]在本發(fā)明方法的一個方面中，對于子集中的每一個2D圖像，檢測步驟包括:(a)對2D圖像應(yīng)用閾值濾波器；(b)形成圖像像素的簇；(c)針對醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準來評估簇中的每一個；以及(d)選擇包含醫(yī)療對象的圖像的簇。在某些實施例中，自動化檢測步驟包括基于簇評估來修改閾值濾波器的閾值，并且，在一些實施例中，測量步驟包括計算選擇的簇的中心、縱向中線和邊界框數(shù)據(jù)。在一些這樣的實施例中，測量步驟還包括對未濾波的2D圖像應(yīng)用中心、中線和邊界框數(shù)據(jù)；在醫(yī)療對象圖像周圍擴大邊界框區(qū)域；以及對未濾波的2D圖像進行上采樣。
[0040]在一些實施例中，測量步驟還包括形成與中線垂直的多個橫截面圖像分布以及識別基本上平行于中線的醫(yī)療對象圖像邊緣，并且，在這些實施例中的一些中，僅僅沿著垂直于中線的每一個橫截面圖像分布執(zhí)行上采樣。
[0041]在本發(fā)明方法的一些實施例中，識別醫(yī)療對象圖像邊緣包括以分布強度范圍的固定百分率選擇每一個分布上的邊緣點。在一些實施例中，分布的分布強度范圍是這種分布的最大和最小強度值之間的差，并且，在這些實施例中的一些中，分布強度范圍的固定百分率是約50%到55%。
[0042]本發(fā)明方法的實施例可以包括針對醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準來評估測得的簇作為測量步驟的一部分，并且，在一些這樣的實施例中，測量步驟還包括采用閾值濾波器的當前閾值作為用于后續(xù)圖像的閾值。
[0043]在優(yōu)選實施例中，測量步驟還包括計算基本上平行于中線的邊緣的最小二乘法擬合表不。
[0044]此外，本發(fā)明方法的測量步驟可以包括:形成平行于中線的多個橫截面圖像分布；識別基本上垂直于中線的醫(yī)療對象圖像邊緣；以及計算基本上垂直于中線的邊緣的最小二乘法擬合表不。在一些實施例中，沿著平行于中線的每一個橫截面圖像分布執(zhí)行上米樣。
[0045]在高度優(yōu)選實施例中，測量步驟還包括:基于最小二乘法擬合邊緣來重新計算醫(yī)療對象圖像中心；以及確定2D圖像中的醫(yī)療對象圖像寬度、長度和梯形失真。
[0046]在某些高度優(yōu)選實 施例中，應(yīng)用測量校正的步驟包括校正平面外角度的醫(yī)療對象圖像測量結(jié)果。
[0047]在高度優(yōu)選實施例中，測量步驟還包括:基于識別的醫(yī)療對象圖像邊緣來重新計算中線；重新形成垂直于重新計算出的中線的橫截面圖像分布；以及對醫(yī)療對象圖像邊緣進行重新識別，并且，可以只沿著垂直于重新計算的中線的每一個重新形成的橫截面圖像分布執(zhí)行上采樣。這些實施例中的一些包括計算基本上平行于中線的邊緣的最小二乘法擬合表不。
[0048]在本發(fā)明方法的另一個方面中，通過對來自活體的呼吸信號的呼吸門控來選擇2D圖像的子集。在本發(fā)明方法的其它方面中，產(chǎn)生活體內(nèi)的解剖結(jié)構(gòu)的3D圖，在顯示裝置上顯示3D圖，并且，在顯示裝置上顯示醫(yī)療對象的3D位置和取向。
[0049]在本發(fā)明方法的高度優(yōu)選實施例中，通過對來自活體的ECG信號的R波門控來選擇2D圖像的子集。本發(fā)明的一個方面包括本文中公開的具有創(chuàng)造性的R波檢測器，該R波檢測器自身是其發(fā)明人在本發(fā)明的發(fā)明人當中的同時提交的專利申請的主題，
[0050]在這些優(yōu)選實施例中的一些中，R波門控包括下述步驟:(I)從活體獲取ECG信號；
(2)將ECG信號數(shù)字化為數(shù)字ECG信號；(3)用帶通濾波器對數(shù)字ECG信號進行濾波，并且，對數(shù)字ECG信號應(yīng)用絕對值濾波，以產(chǎn)生濾波的ECG信號；(4)對于濾波的ECG信號的每一個序列值，將濾波的ECG信號與ECG跟蹤閾值(TT)進行比較；(5)如果濾波的ECG信號不大于TT，則遞增計數(shù)器，但是，如果濾波的ECG信號大于TT，則將計數(shù)器設(shè)置為O ; (6)將計數(shù)器與預(yù)定的不應(yīng)計數(shù)RC進行比較，并且，如果計數(shù)等于RC，則輸出R波觸發(fā)。
[0051]在一些高度優(yōu)選實施例中，從關(guān)系TT=TTp+c2 (ST-TTp)來計算TT，其中，TTp是TT的前一值，C2是常數(shù)，并且，ST是在前一預(yù)定的時間段(tm)期間的濾波的ECG信號的最大值的分數(shù)(C1)15
[0052]在一些實施例中，如果在預(yù)定的斷開期(tD)內(nèi)沒有發(fā)生R波觸發(fā)，則TT被設(shè)置為ST。在一些這樣的實施例中，C1是約0.5，C2是約0.25，tm是約2秒，RC對應(yīng)于約90毫秒的時間段，并且，tD是約5秒。tD可以在約2到10秒的范圍內(nèi)；Cl可以在約0.4到0.7的范圍內(nèi)；c2可以在約0.15到0.8的范圍內(nèi)；tm可以至少是約1.5秒；并且，不應(yīng)計數(shù)RC對應(yīng)于約30到250毫秒的范圍內(nèi)的時段。
[0053]在包括R波門控的本發(fā)明方法的一些其它實施例中，ECG信號包括多個ECG信道信號，并且，通過由均在不同的ECG信道信號上操作的多個信道R波門驅(qū)動的復(fù)合R波門來產(chǎn)生R波門控。在這些實施例中的一些中，所述多個信道R波門中的每一個具有作為到觸發(fā)窗濾波器的輸入的輸出信號，并且，復(fù)合R波門的觸發(fā)輸出由來自信道R波門中的任何一個的輸出信號觸發(fā)，用于其它的信道R波門的所有的輸出信號在觸發(fā)復(fù)合R波門之后的預(yù)定的時間段內(nèi)不觸發(fā)復(fù)合R波門。在這些實施例中的一些中，觸發(fā)復(fù)合R波門的信道R波門輸出信號是在結(jié)束預(yù)定的時間段之后的第一接收信道R波輸出信號。
[0054]在包括復(fù)合R波門的其它實施例中，多個信道R波門中的每一個具有輸出信號，并且，每一個輸出信號是到其輸出是復(fù)合R波門的輸出的“或”門的輸入。在這些實施例中的一些中，每一個信道R波門輸出信號包括對于由其對應(yīng)的信道R波門檢測到的每一個R波的預(yù)定持續(xù)時間的單脈沖，并且，復(fù)合R波門輸出由“或”門輸出的前沿觸發(fā)。
[0055]在用于使用單平面熒光透視自動地確定活體內(nèi)的不透射線醫(yī)療對象的3D位置和取向的本發(fā)明方法的高度優(yōu)選實施例中，通過這種處理，以產(chǎn)生在介入醫(yī)療程序期間使用的3D醫(yī)療對象位置和取向的速率處理圖像子集。
[0056]在具體的優(yōu)選實施例中，為了提高確定3D位置和取向的精確度，在醫(yī)療對象在單個位置的情況下多次執(zhí)行捕獲、檢測、應(yīng)用幾何計算、應(yīng)用校正以及計算3D位置和取向的步驟，并且，對計算出的3D位置和取向進行平均。
【專利附圖】

【附圖說明】
[0057]圖1A和IB是示出多個導(dǎo)管和某些解剖結(jié)構(gòu)的來自心臟介入程序的兩個示例2D X射線圖像。
[0058]圖2是在前后圖像獲取位置具有C臂的常規(guī)X射線機的圖示。
[0059]圖3A示出定義程序套件的3D坐標的一組軸。該套件中的每一個元件具有可以由該坐標系中的坐標描述的位置。
[0060]圖3B是從圖2的X射線機的X射線源的輸出的錐形形狀和幾何布置得到的幾何放大的圖示。
[0061]圖4是用于使用單平面熒光透視系統(tǒng)確定諸如導(dǎo)管的對象的3D位置的本發(fā)明的方法的實施例的總體示意圖。
[0062]圖5是圖4的方法的初始化和校準過程的示意描述。
[0063]圖6是圖4的方法的圖像選擇過程的示意描述。
[0064]圖7、8和9 一起呈示圖4的總體示意圖的很多功能元件的詳細的示意描述，其開始于圖像簇的形狀，以便定位候選導(dǎo)管尖端圖像，并且，通過該過程，對導(dǎo)管尖端測量進行校正。圖9是導(dǎo)管尖端圖像的子像素統(tǒng)計邊緣檢測的方法或過程的實施例的詳細的示意圖。
[0065] 圖10是示出熒光透視系統(tǒng)幾何結(jié)構(gòu)對圖像尺寸的影響的熒光透視圖像。[0066]圖11是示出熒光透視系統(tǒng)幾何結(jié)構(gòu)對圖像尺寸的影響的示圖。
[0067]圖12是用來產(chǎn)生用于圖6的圖像選擇過程的心臟門控信號的本發(fā)明的R波檢測器的示意描述。
[0068]圖13A是示例數(shù)字化信道ECG信號x (t,)的4心跳部分。
[0069]圖13B是通過用帶通濾波器對來自圖13A的x(ti)進行濾波產(chǎn)生的中間數(shù)字ECG信號f(ti)的示例部分。
[0070]圖13C是通過用絕對值濾波器對來自圖13B的f Ui)進行濾波產(chǎn)生的濾波ECG信號g(ti)的示例部分。
[0071]圖13D是被注釋以示出在圖12的本發(fā)明的R波檢測器內(nèi)的某些步驟的圖13C的信號g(ti)的2心跳部分。
[0072]圖14A是使用多個信道R波檢測器作為到“或”門的輸入的復(fù)合R波檢測器的實施例的示意描述。
[0073]圖14B是圖14A的復(fù)合R波檢測器的操作的時間線圖。
[0074]圖15A是使用多個信道R波檢測器作為輸入的復(fù)合R波檢測器的可替換實施例的示意描述。
[0075]圖15B是圖15A的復(fù)合R波檢測器的操作的時間線圖。
[0076]圖16A是包括心臟導(dǎo)管的活體中的多個對象的示例2D X射線圖像。
[0077]圖16B示出通過對圖16A的示例圖像應(yīng)用閾值濾波器產(chǎn)生的圖像。
[0078]圖17示出用來計算閾值圖像中的像素簇的中心的方法的一個實施例。
[0079]圖18示出用來計算閾值圖像中的像素簇的縱向中線的方法的一個實施例。
[0080]圖19A和19B示出圖18的方法的兩種情況。圖19A示出圖像簇總體沿著x軸的情況。圖19B示出圖像簇總體沿著y軸的情況。
[0081]圖20示出包含簇圖像的邊界框。
[0082]圖21是作為被識別和測量為導(dǎo)管尖端的候選的簇的圖像。示出用來實現(xiàn)本發(fā)明的方法內(nèi)的測量的分布。
[0083]圖22示出圖21中示出的示例分布中的一種分布。
[0084]圖23是對數(shù)字圖像進行上采樣的一種方法的計算的示圖。
[0085]圖24是示出子像素統(tǒng)計邊緣檢測的步驟的圖21的圖像的放大。
[0086]圖25是與圖24中示出的相同的放大，示出如在圖24中應(yīng)用的子像素統(tǒng)計邊界檢測的結(jié)果。
[0087]圖26A是表示X射線機的投影幾何結(jié)構(gòu)并示出在這種機器中發(fā)生的徑向延長失真的示圖。示出球形對象的成像。
[0088]圖26B是擴展圖26A的示圖以包括柱形導(dǎo)管尖端的成像的進一步示圖。
[0089]圖27是示出沿著強度分布的邊緣點確定的樞軸點特性和幾個理想化的簇分布的示圖。
【具體實施方式】
[0090]單平面透視在包括導(dǎo)管和引線的操作期間向醫(yī)師提供患者的2D動畫視圖。使用這種系統(tǒng)，不管醫(yī)師的經(jīng)驗、患者的位置和導(dǎo)管相對于解剖特征的位置如何都確定導(dǎo)管的不精確的3D位置。本發(fā)明詳述圖像分析算法的使用，以只使用2D熒光透視確定3D空間中的導(dǎo)管尖端的位置。(盡管可以使用任何不透射線儀器，但是，本文中呈示的實施例利用心臟導(dǎo)管尖端作為3D位置估計的感興趣點。)
[0091]如上所述，希望實現(xiàn)至少±4mm的z軸確定精確度。為了實現(xiàn)這樣的精確度，已經(jīng)確定在測量醫(yī)療對象尺寸時需要的精度是約0.023mm (對于典型的導(dǎo)管尺寸和檢測器幾何結(jié)構(gòu))。由于本文中公開的本發(fā)明的方法使用由一系列邊緣點形成的兩個邊緣來估計對象尺寸，所以對于每一點需要的誤差是此的一半(0.023mm/2=0.011mm)。對于具有1000x1000像素的分辨率和20x20cm的面積的典型的檢測器，每一個像素是200mm/1000像素=0.2mm/像素。與0.01lmm的精度相對應(yīng)的像素的分數(shù)是0.011/0.2=0.05像素(約一個像素的二十分之一)。
[0092]圖4是用于使用單平面熒光透視系統(tǒng)確定諸如導(dǎo)管的對象的3D位置的本發(fā)明的方法的實施例20的總體示意圖。為了方便起見，此后的本發(fā)明的系統(tǒng)被稱為導(dǎo)管尖端3D位置系統(tǒng)，并且，在本文中將被稱為C3DLS，以縮短該術(shù)語。術(shù)語“系統(tǒng)”在該術(shù)語的廣泛使用中被用來描述方法，因為該方法主要由構(gòu)成系統(tǒng)的軟件實現(xiàn)。術(shù)語“過程”和“功能元件”以及在示意圖中的各個元件中提及的特定術(shù)語在描述本發(fā)明的方法或系統(tǒng)的操作或方法步驟時在本文中被可互換地使用。
[0093]C3DLS20包括產(chǎn)生可用作數(shù)字圖像流的一系列序列2D熒光透視圖像的常規(guī)的單平面熒光透視系統(tǒng)10的使用。產(chǎn)生這種圖像的速率可以是典型的速率，例如，每秒7.5或15個圖像(幀)，但是，這種速率不應(yīng)當限制本發(fā)明的范圍。(X射線系統(tǒng)能夠每秒產(chǎn)生較低和較高速率的圖像。)這種流中的圖像可用于由C3DLS處理，并且，在功能元件23中通過圖像選擇過程來選擇。對于元件23的圖像選擇過程的進一步的細節(jié)在圖6中被找到并稍后在本文中被描述。圖像選擇過程23確定哪些圖像將由C3DLS20處理。 [0094]示例性圖像是8位字節(jié)的1000x1000陣列，每一個像素一個字節(jié)，其中，每一個字節(jié)保持從O到255的范圍內(nèi)的強度值。另一個示例是具有表示每一個像素的兩個字節(jié)(16位)的從O到4095的范圍中的12位像素強度值的512x512陣列。對于每一個圖像幀，還需要和輸入左/右角度和顱/尾角。這些示例不應(yīng)當是限制性的；其它數(shù)據(jù)格式也是可能的。
[0095]C3DLS20的其余部分包括對已經(jīng)通過圖像選擇過程23選擇的圖像的處理。對于這些處理步驟的開始點在圖4中被標記為點B，從而這一點可以在后續(xù)的圖中被理解。這同樣適用于圖4至9中的點A-G。
[0096]C3DLS20包括自動化過程，通過該自動化過程，導(dǎo)管尖端被找到并被識別為已經(jīng)通過圖像選擇過程23選擇的圖像內(nèi)的導(dǎo)管尖端；該過程24 (用括號指示)包括C3DLS20中示出的兩個功能元件作為簇形成25和導(dǎo)管尖端識別27，并且，參照圖7被更加詳細地描述，通常具有功能塊131-145。簇形成25是這樣的過程，通過該過程，圖像中的鄰近的像素作為表示感興趣對象的可能的組相互關(guān)聯(lián)?？梢允菍?dǎo)管尖端的對象在圖像內(nèi)形成這種組(簇)。導(dǎo)管尖端識別27是這樣的過程，通過該過程，適當?shù)拇乇淮_定為導(dǎo)管尖端的圖像。
[0097]C3DLS20包括功能元件29中的導(dǎo)管尖端的測量和功能元件31中的這種測量的進一步的細化。導(dǎo)管尖端測量的校正31涉及幾個本發(fā)明步驟，并且，表示本發(fā)明中的另一個重要的概念。稍后在本申請中參照圖7至9呈示進一步的細節(jié)，其開始于圖7的功能塊147并包括圖8和9的全部。[0098]然后，C3DLS20前進到功能元件33，以基于導(dǎo)管尖端的精確測量來確定導(dǎo)管尖端的3D坐標和取向，在該確定中使用熒光透視系統(tǒng)10的幾何結(jié)構(gòu)。
[0099]在現(xiàn)在知道導(dǎo)管尖端的3D位置和取向的情況下，這種信息可供臨床醫(yī)生以各種方式使用。功能元件35表示以各種方式顯示這種數(shù)據(jù)，其中有簡單的坐標顯示，其示出導(dǎo)管尖端的深度(z坐標)，使得臨床醫(yī)生可以在觀看X和I圖像信息時知道深度。但是，還可以使用提供這種數(shù)據(jù)的很多其它的方式，包括3D標測數(shù)據(jù)的產(chǎn)生和顯示，使得臨床醫(yī)生能夠可視化各種解剖結(jié)構(gòu)，以便有助于介入程序。
[0100]下面的節(jié)更加詳細地描述C3DLS20。在本發(fā)明中涉及的概念當中，本發(fā)明考慮2D熒光透視圖像的固有特性，并且，使用高端計算算法來解決3D空間中的導(dǎo)管深度(z坐標)的問題，在常規(guī)的X射線系統(tǒng)中丟失了該數(shù)據(jù)。
[0101]由于熒光透視圖像是投影，所以它們是成像體積的表示，其中，基于X射線源11、被成像的解剖結(jié)構(gòu)和X射線檢測器13的相對位置，根據(jù)精確的幾何規(guī)則，成像的3D解剖結(jié)果被變換為2D投影圖像。由此，由于X射線源11離在臺子12上的被成像解剖結(jié)構(gòu)的有限距離，所以X射線投影成像包括固有的投影失真。結(jié)果，更靠近源11的對象比投影圖像中的更遠離源11的對象被放大得更多。
[0102]圖10和11描繪了熒光透視系統(tǒng)10的這種錐形投影和由此獲得的圖像。圖10示出具有永久起搏器引線115和117的熒光透視圖像113。兩個ECG貼片119P和附屬引線119L被示出在圖像113中。由于這兩個貼片119P和引線119L位于相同的z位置，所以它們的尺寸沒有差異。但是，在圖13中還示出兩個導(dǎo)管121和123。導(dǎo)管121和123是相同的導(dǎo)管，但是，導(dǎo)管121比導(dǎo)管123大地出現(xiàn)在圖像113中，因為導(dǎo)管121位于患者胸部的后面，導(dǎo)管123位于胸部的前面。導(dǎo)管121由此更靠近X射線源，從而，由于從熒光透視系統(tǒng)10的幾何結(jié)構(gòu)存在的圓錐投影或梯形失真效果而導(dǎo)致導(dǎo)管121和123的圖像的放大率不同。
[0103]圖11提供進一步的圖示，從而描繪由錐形投影產(chǎn)生的圖像的示意表示。X射線以錐形束從X射線源11發(fā)出，中心軸CA從其通過。兩個點Pl和P2分別位于離2D熒光透視系統(tǒng)10的中心軸CA的距離xl和x2處。xl和x2在離中心軸CA的相等的距離。Pl和P2也分別位于離患者臺子12的距離zl和z2處。在本示例中，雖然xl和x2相等，但是，在X射線檢測器13上的圖像中的對應(yīng)點的X位置Xl和X2不同。Xl大于X2，該差異圖示了 2D熒光透視圖像中的失真。
[0104]在目標對象(例如，人體)中沒有經(jīng)過光電吸收或康普頓散射的錐形束中的那些X射線到達檢測器13，以形成主2D輻射圖像。到達檢測器13的X射線光子的空間圖案中的主圖像信息源自:隨著主X射線沿著其直線路徑傳播，由患者內(nèi)部的每一層、結(jié)構(gòu)和裝置(例如，肺、心臟、椎骨、導(dǎo)管)提供的不同的增量衰減。該衰減遵循公知的指數(shù)衰減過程。另外，作為主X射線產(chǎn)生的康普頓散射中一些通過患者，也到達檢測器13。這些X射線不攜帶實用信息，減少解剖結(jié)構(gòu)內(nèi)部的對象的表觀對比度，并且添加到圖像中的量子X射線噪聲。
[0105]X射線檢測器13將入射到其上的X射線的空間圖案轉(zhuǎn)換為數(shù)字圖像。該數(shù)字圖像通常被處理、存儲和顯示。另外，數(shù)字圖像中的信息被用來控制X射線發(fā)生器，該X射線發(fā)生器又激勵X射線管。通常，熒光透視系統(tǒng)10包括自動亮度控制(ABC)，該自動亮度控制(ABC)用來控制系統(tǒng)10以縮放數(shù)字圖像，使得數(shù)字圖像的平均強度將為數(shù)字圖像強度尺度的約50%或稍微低于50%，例如，在O到255 (8位圖像強度尺度)的檢測器范圍內(nèi)的100的平均強度。心臟區(qū)域中的亮度值可能是約100，在肺中的值超過200，并且，在脊柱中的值為約25。根據(jù)圖像中的散射的量和束譜，導(dǎo)管電極尖端的圖像中的強度值可能接近O或略高。
[0106]一般地，由于較高的信噪比(SNR)，圖像的強度級別越高，圖像質(zhì)量就越高。但是，所有的其它東西都是相等的，圖像SNR越高，到患者的輻射劑量就越高。因此，X射線系統(tǒng)的每一個成像模式提供圖像質(zhì)量(SNR)和患者劑量之間的折中。由于復(fù)雜的心臟介入程序所需的熒光透視時間的量，臨床醫(yī)生以提供充足成像的最低的患者劑量和圖像SNR級別操作。這又意味著，典型的熒光透視圖像是“有噪聲的”，即，意味著由于隨機的X射線量子噪聲而導(dǎo)致在每一個圖像元素(像素)中存在強度級別的顯著的統(tǒng)計變化。
[0107]熒光透視系統(tǒng)10可以控制的因素包括束能量譜、束強度(對于給定的束譜)和曝光時間。系統(tǒng)10的操作者通常具有選擇熒光透視成像速率(以每秒的圖像數(shù)量測量)的能力。對于本發(fā)明包括的心臟應(yīng)用，可用速率可能通常在每秒3.75至30圖像的范圍。由每一種身體組織提供的衰減的程度和在患者內(nèi)放置的裝置由組織或材料成分、其密度和X射線束譜確定。由于X射線系統(tǒng)自動地調(diào)整束譜，在其它因素當中，為了實現(xiàn)期望的圖像SNR，由此得出，在身體內(nèi)放置的裝置的衰減以及因此其相對于圖像中的相鄰區(qū)域的對比度將根據(jù)患者的尺寸、特定的成像場景和系統(tǒng)10的各種設(shè)置來改變。取決于患者尺寸、成像視場、患者離檢測器13的距離和其它因素的圖像場景中的X射線散射的量也影響身體內(nèi)成像的裝置的對比度。
[0108]再次參照圖4，功能元件21包括對C3DLS20進行初始化和校準的步驟。圖5是初始化和校準步驟21的更詳細的示意表示。圖5包括熒光透視系統(tǒng)10A，以附圖標記IOA而不是10標記，以指示單平面熒光透視系統(tǒng)10在初始化和校準步驟期間在兩個不同的C臂8角度位置中使用，以便 產(chǎn)生兩個2D X射線圖像來捕獲z坐標信息。(術(shù)語“兩視圖熒光透視”用來將其與雙平面熒光透視區(qū)分開，在雙平面熒光透視中，附加硬件被包括在內(nèi)，以便以產(chǎn)生第一圖像相同的距離在不同于第一平面的屏幕中產(chǎn)生第二 2D X射線圖像。)本發(fā)明的重要目的在于使用最簡單的熒光透視系統(tǒng)硬件(例如，圖2中的系統(tǒng)10)提供3D位置和取向信息。兩視圖熒光透視是指在第一 C臂8角度位置中首先產(chǎn)生2D X射線圖像并然后在將常規(guī)的單平面熒光透視系統(tǒng)10的C臂8旋轉(zhuǎn)到第二角度位置之后產(chǎn)生(在相同位置中的相同對象的)第二 2D X射線圖像的過程。圖像選擇過程23起到在初始化和校準過程中捕獲和選擇所需的特定圖像的作用。圖像選擇23被自動地或手動地控制，以通過C3DLS20供應(yīng)用于處理的期望的數(shù)字圖像。
[0109]為了對C3DLS20進行初始化和校準，使用圖5中示出的兩視圖熒光透視作為功能元件39來測量導(dǎo)管尖端的有效的X射線尺寸(兩視圖投影計算)。確定有效的X射線尺寸是C3DLS20中的重要步驟。導(dǎo)管可以被涂敷彈性材料層，其根據(jù)導(dǎo)管不同而厚度不同，并且，可能具有與導(dǎo)管的其它部分(例如，金屬部分)不同的吸收X射線能量的能力。其與導(dǎo)管制造工藝變化的存在一起意味著，(I)不能基于制造者模型號針對實際導(dǎo)管尺寸(例如，直徑)進行假設(shè)；以及(2)物理卡尺測量不足以表征特定的導(dǎo)管將如何出現(xiàn)在X射線圖像中。
[0110]功能元件39的測量通過將導(dǎo)管放置在X射線源11和X射線檢測器13之間的臺子12上(例如，以其無菌包裝在患者的頂部或者直接在臺子12上)而執(zhí)行，并且，來自不同的已知的C臂8角度位置和幾何結(jié)構(gòu)的兩個圖像通過視頻獲取在功能塊37中被獲取。使用從兩個不同角度拍攝的相同對象的兩個2D圖像的數(shù)據(jù)來確定導(dǎo)管的3D坐標和有效尺寸的分析方法是數(shù)學(xué)領(lǐng)域的技術(shù)人員所公知的，其涉及具有雙未知數(shù)的三個方程的超定系統(tǒng)。一種這樣的方法利用最小二乘法的方法。一般地，由于圖像內(nèi)的像素化，交點(x，y，z)將不精確地相同。因此，這種統(tǒng)計方法適用。
[0111]為了這種分析提供對有效的X射線尺寸的精確估計，在兩個圖像內(nèi)識別的導(dǎo)管尖端的點(x，y，z)必須與物理地在導(dǎo)管上的相同點相關(guān)；否則，在分析背后的假設(shè)是不正確的，將會導(dǎo)致錯誤的結(jié)果。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，導(dǎo)管尖端圖像的大致矩形區(qū)域的中心和該區(qū)域的四個角落是用于這種確定的好點。
[0112]導(dǎo)管直徑是在C3DLS20內(nèi)使用的重要尺寸。有效的X射線直徑是導(dǎo)管尖端直徑的值，當被應(yīng)用于從2D熒光透視圖像中的測得的導(dǎo)管尖端圖像進行的深度計算時，該值提供最精確的無偏結(jié)果。使用有效的X射線尺寸顯著地減少了測量偏差，因為使用將在后續(xù)單視圖測量中發(fā)生的相同的測量偏差來計算其確定。由于已知在這兩個視圖中的每一個中包括的幾何放大因素，所以任意一個視圖可以用來計算有效的X射線直徑，或者，為了提高的精確度，可以使用兩個或更多個值的平均值。
[0113]從2D圖像測量導(dǎo)管尖端易受來自幾個源的偏差，其包括X射線管焦斑半影、圖像處理(例如，邊緣增強)和應(yīng)用于圖像中的導(dǎo)管尖端的強度分布的閾值的選擇。例如，焦斑半影使導(dǎo)管尖端的邊緣模糊，從而更難定義精確的邊緣。X射線檢測器13由于檢測器13內(nèi)的信號的橫向色散和檢測器元件為有限尺寸(例如，140-200微米)而引入導(dǎo)管尖端圖像邊緣的一定模糊。此外，使用閾值來估計圖像內(nèi)的導(dǎo)管尖端的邊緣的位置。該閾值是導(dǎo)管尖端圖像的暗區(qū)域和暗圖像周圍的較亮的背景區(qū)域之間的強度值。該特定的閾值被選擇以對背景噪聲不會過度敏感，但是，可能是誤差源。
[0114]這些偏差存在于 用兩個視圖圖像以導(dǎo)管尖端深度進行的測量中，但是，隨著C3DLS過程進行而還存在于所有的其它的后續(xù)導(dǎo)管尖端寬度測量中，從而，后續(xù)測量偏差往往會通過使用有效的X射線尺寸被取消。例如，以與兩視圖圖像相同的深度進行的導(dǎo)管的任何測量應(yīng)該是無偏差地相同。此外，在使用C3DLS20在身體中的心臟或其它器官內(nèi)導(dǎo)航中可能遇到的深度范圍內(nèi)，偏差不應(yīng)該顯著地改變。在介入電生理程序中，導(dǎo)管尖端的移動可能在離其初始深度的±3cm的范圍中。由于源11與圖像13的距離通常在100-120cm的范圍中，所以深度偏移的范圍相對較小。
[0115]確定導(dǎo)管尖端的有效的X射線尺寸的過程39還包括識別這兩個圖像內(nèi)的導(dǎo)管尖端圖像。該識別可以通過用戶交互或者通過自動化識別步驟來進行。這種自動化步驟稍后在本文中作為C3DLS過程中的步驟被描述，并且，在所需的初始化和校準內(nèi)被應(yīng)用。由于自動化是本發(fā)明的主要目的，所以自動化導(dǎo)管尖端圖像識別是初始化和校準內(nèi)的優(yōu)選方法。
[0116]初始化和校準內(nèi)的其它步驟包括設(shè)置用于最大和最小導(dǎo)管尖端圖像面積的標準(步驟41A)和設(shè)置用于最大導(dǎo)管尖端圖像長度的標準(步驟41B)。這些量和關(guān)系中的每一個稍后用于在C3DLS20內(nèi)進行的計算中，并且，稍后將在本文中被討論。
[0117]盡管任何或全部順序地獲得的圖像可以被分析和使用，但是，用于C3DLS過程的重要部分是選擇哪些圖像幀由C3DLS20內(nèi)的算法處理。由于(I)患者的物理移動(例如，周期性的心臟和呼吸運動以及其它運動，例如，病人或設(shè)備的重新定位)和(2)計算機的處理速度，并沒有處理所有的圖像。對于周期性的運動，希望在C3DLS20內(nèi)處理的圖像在這些運動內(nèi)以相同的相位被捕獲，并且，C3RDS20的計算結(jié)果被實時地顯示給臨床醫(yī)生。為了選擇這些運動內(nèi)以相同的相位的圖像，可以利用這樣的處理，通過該處理，在相對較小運動的時段期間選擇圖像。這種處理被稱為門控。
[0118]再次參照圖4，在初始化和校準21之后由C3DLS20處理的每一個2D圖像從被輸入到功能元件23的數(shù)字圖像的序列流選擇。數(shù)字圖像流可以通過被表示為視頻獲取37的多個不同的硬件配置產(chǎn)生。本發(fā)明的一個目的在于提供一種可以與各種各樣的常規(guī)的2D X射線機一起使用的系統(tǒng)，其視頻輸出可能明顯地變化。滿足這種需要的一種方法是從用來驅(qū)動X射線圖像的顯示的信號獲取數(shù)字圖像。這種方法對于計算機和成像硬件領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是公知的。
[0119]圖6示出圖像選擇過程。C3DLS20包括被配置為選擇要處理的圖像的兩個子系統(tǒng)，即，基于心臟的系統(tǒng)(ECG傳感器43和R波門50)和基于呼吸的系統(tǒng)(呼吸傳感器45和呼吸門47)。一個或兩個這樣的系統(tǒng)可以被用來控制圖像選擇器38。除了心臟門控和呼吸門控以外的圖像選擇的其它可能的方法可以被編程到圖像選擇器38中。這些可以包括但不限于基于可用的另一種信號或輸入命令的定時。
[0120]心臟和呼吸門控都用來選擇其間發(fā)生最小運動的圖像，以最小化由于X射線檢測期間的運動導(dǎo)致的圖像模糊。在心臟門控的情況中，還可能希望選擇心臟周期的特定相位期間的圖像。
[0121]在下一節(jié)中，描述R波門控，通過該過程，熒光透視圖像被ECG門控。
[0122]人的心臟由電活性的肌細胞構(gòu)成。這些細胞在細胞膜去極化時收縮，并且，這導(dǎo)致(I)心的四個室至關(guān)重要地收縮以泵血，以及(2)在身體表面上可作為心電圖(ECG)檢測的弱電流。在心電圖中，主導(dǎo)部分是QRS復(fù)合波，其最明顯的特征是在最大質(zhì)量的肌細胞去極化時產(chǎn)生的R波。這些細胞構(gòu)成心室，并且，對于ECG信號，左心室是大的貢獻者。ECG的其它特征是P波(心房去極化)和T波(心室復(fù)極化)。(為了所示的代表性的R波，參見圖13A。)QRS復(fù)合波包括Q波、R波和S波，并且，通常由R波占主導(dǎo)。(QRS復(fù)合波的該特征是一種簡化。圖13A的示例ECG不包括可識別的S波。事實上，比較常見的是，Q、R和S波中的任何一種可能會丟失。并且,ECG極化和去極化序列中的多種其它變化也是可能的，這對于心電圖領(lǐng)域的技術(shù)人員來說全部是公知的。ECG信號在ECG測量的多種引線當中對于不同的患者明顯地變化。圖13A的代表性的單引線ECG信號是例如Q波和S波可能在ECG信號中如何不容易被識別的良好的圖示。R波對于不同的患者也明顯地變化，但是，由于其主導(dǎo)特性而被更可靠地識別(檢測)。來自多種源的測量噪聲也是ECG信號中的混雜因素。
[0123]在某些程序期間，為了在患者的跳動的心臟中標測和消融，電生理師(EP)必須定位且不斷重新定位幾個不同的導(dǎo)管。通常，EP具有可用的熒光透視成像系統(tǒng)，其使用通過患者的X射線來制作心臟的2D圖像。EP快速地工作以最小化熒光透視圖像的數(shù)量，從而盡可能地減少程序時間并由此減少患者對X射線的暴露。熒光透視圖像通常以每秒7.5或15個圖像的速率(有時候甚至更高的速率)獲得，從而通常提供每心跳多個熒光透視圖像。
[0124]因為心臟腔室(心室和心房)的收縮必定導(dǎo)致心臟室壁的運動和血流，所以位于心臟腔室中的任何導(dǎo)管將移動。對于EP來說，導(dǎo)管隨著每一次心跳的移動是主要的復(fù)雜化因素。但是，由于大部分心跳非常類似于緊鄰最近的心跳，所以該移動是高度重復(fù)的。(該心臟運動是主導(dǎo)的混雜的運動，但是，另外，存在來自呼吸的較小的、較慢的重復(fù)的混雜的移動?？赡苓€存在來自患者的隨機移動。)
[0125]R波門控，相對于心跳的成像的定時，可能有幫助的方式有三種:(1)向EP提供一系列的熒光透視圖像，其中，在單個心跳期間的心臟和導(dǎo)管的移動全部基本上被去除，從而，從一次心跳到下一次心跳，EP實際上看見穩(wěn)定的圖像；(2)選擇心臟移動最小的時間或時間范圍，使得可以在單X射線圖像的短曝光時間期間以最小量的模糊捕獲熒光透視圖像；以及(3)在心動周期的特定的時間(通常是舒張)處選擇熒光透視圖像，該時間可以與在例如制作心臟的計算機斷層掃描(CT)圖像時的心動周期的相同相位匹配，并且，其正被用作用于消融相關(guān)信息的演化模型的素材。
[0126]為了從心跳到心跳提供穩(wěn)定的圖像，檢測心跳的恒定相位。檢測心跳的最容易的且最可靠的的相位是心縮期，正是在R波的時刻。在心室去極化和收縮時發(fā)生正常心跳和異位(不正常)心跳的R波；由此，出于此目的，可以使用正常和異位心跳的圖像。
[0127]關(guān)于最小的心動，許多圖像可以被保留用于計算機分析或呈示給EP，因為在很多正常的心跳周期期間，心臟室壁正在更慢的移動。R波門控間接地識別這些時間段作為與每一個識別的R波的定時偏移。在選擇心動周期中的特別有利的瞬間(用來獲得熒光透視圖像)時，該時刻被預(yù)測為與檢測到的R波的偏移間隔，而不是在ECG中直接識別該時刻。因此，在ECG信號中檢測R波是用于這種心臟門控的重要功能。
[0128]希望該R波門控功能是簡單的、可靠的、精確的且自動化的，涉及到低的計算負荷，能夠在單個ECG信道上發(fā)揮作用，并且盡可能實時地操作(即，具有最小的延遲)。
[0129]圖12示出本發(fā)明的R波檢測系統(tǒng)50的實施例。圖12包括提供R波檢測系統(tǒng)50中示出的所有的信號和 參數(shù)的定義的圖例。本實施例以一般性(參數(shù)被示出為符號)和特異性(在“圖例”的底部給出參數(shù)的值)的方式被示出。圖13A至13C示出下面描述的在R波檢測系統(tǒng)50中使用的三種信號。
[0130]如圖12所示，來自被監(jiān)測的活體的單信道模擬ECG信號x(t)通過模擬數(shù)字轉(zhuǎn)換器(A/D) 51 (在系統(tǒng)50中Α/D采樣率fs=每秒500個樣本)被轉(zhuǎn)換為數(shù)字ECG信號x (tj。在圖13A中示出代表性的數(shù)字ECG信號Hti)。數(shù)字ECG信號X Ui)通過25Hz數(shù)字帶通濾波器53被饋送，以產(chǎn)生中間數(shù)字信號f(ti)。在圖13B中示出由x(ti)產(chǎn)生的代表性的中間數(shù)字信號f(ti)。
[0131]R波檢測系統(tǒng)50的濾波器53和所有的其它剩余元件可以在軟件中被實現(xiàn)，該軟件被編程以在數(shù)字計算機(例如，PC)中計算所需的量。濾波器53包括作為X (ti)的k個樣本的移動窗和的矩形波濾波器s Ui)和產(chǎn)生中間ECG信號f(ti)的第二差分濾波器。在圖12的流程圖中，示出用于Mti)和f(ti)的公式。如R波檢測系統(tǒng)50中所示，k具有值10。也就是說，SUi)是數(shù)字化ECG信號的當前輸入值XUi)和前面的9個值之和，并且，中間ECG信號f Ui)，即，帶通濾波器53輸出，是這些和s Ui)的第二差分。
[0132]數(shù)字帶通濾波器的中心頻率取決于k與采樣周期ts (ts=l/fs秒)之積。在圖12的實施例中，k=10且ts=0.002秒。這兩個量之積是對應(yīng)于25Hz的帶通濾波器中心頻率的20毫秒。該濾波器關(guān)系對于數(shù)字信號處理領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是公知的。
[0133]在本實施例中，濾波器53是具有60毫秒寬脈沖響應(yīng)的對稱的有限脈沖響應(yīng)濾波器。中間ECG信號f(ti)的峰值在輸入ECG信號X (tj的峰值之后的約30msec (30毫秒)，從而引入約30msec延遲。[0134]請注意，圖13中的Mti)以及由此圖13C中的g(ti)被示出為具有比圖13A中的XUi)高很多的信號電平。這是由于如濾波器53所示對于s Ui)的關(guān)系不是除以k (不是對10個值進行平均，而是求和)的事實的緣故。這種實施例不應(yīng)當限制帶通濾波器53的結(jié)構(gòu)；由此可知，對于中間數(shù)字信號的計算求平均或者求和或者甚至使用增益的差值都不會改變R波檢測系統(tǒng)50的實施例的基本結(jié)構(gòu)。此外，對于XaiKfai)和g(ti)所示的信號電平是數(shù)字信號的任意電平，并且，R波檢測系統(tǒng)50的性能不取決于這種信號增益設(shè)置。
[0135]中間ECG信號f Ui)通過在元件55處計算其絕對值來被整流，以產(chǎn)生濾波的ECG信號g(ti)。在圖13C中示出由Mti)產(chǎn)生的代表性的濾波的ECG信號g(ti)。在比較器元件57處將濾波的ECG信號與計算的ECG跟蹤閾值TT進行比較。如果濾波的ECG信號小于或等于ECG跟蹤閾值TT，則計數(shù)器59被遞增一個計數(shù)。由于每當新的濾波的ECG信號值在R波檢測系統(tǒng)50中可用(B卩，每秒500次)時由比較器57進行比較，所以計數(shù)器59實際上是定時器。因此，在本實施例中，每一次計數(shù)等于2msec。如果在比較器57處濾波的ECG信號超過ECG跟蹤閾值TT (通常在R波期間)，則計數(shù)器59被重置為0，如圖12的流程圖中的元件61所示。這種重置為O只有在通過從比較器57得到的比較觸發(fā)時發(fā)生，并且，由計數(shù)器重置61和計數(shù)器59之間的虛線連接指示。
[0136]在從計數(shù)器重置61起重置之后的時間段期間，當濾波的ECG信號低于ECG跟蹤閾值TT時，計數(shù)器59不被重置，并且，繼續(xù)計數(shù)。在計數(shù)器59達到如比較器元件63確定的預(yù)定的不應(yīng)計數(shù)RC時，輸出R波觸發(fā)，并且，該觸發(fā)被提供給C3DLS過程的其它部分，或者由需要心臟門控信號的其它系統(tǒng)使用。在本實施例中，不應(yīng)計數(shù)RC具有與90msec(45x2msec采樣期)的不應(yīng)期相對應(yīng)的45的值。采用該組參數(shù)，在產(chǎn)生R波觸發(fā)時，R波檢測系統(tǒng)50指示R波在約120msec之前發(fā)生了(約30msec濾波器延遲+90msec不應(yīng)期)。如果來自計數(shù)器59的計數(shù)不等于比較器63中的RC，則該過程僅等待下一次采樣發(fā)生，如功能元件68所示。
[0137]心跳的每一個周期的一部分被稱為不應(yīng)期(refractory period),在該期間心臟肌肉復(fù)極化。在該期間，下一次心跳不能發(fā)生，即，直到復(fù)極化完成。不應(yīng)計數(shù)RC的目的是防止在單個心跳內(nèi)發(fā)生雙觸發(fā)。
[0138]圖13D是來自圖13C的濾波的ECG信號g(ti)的放大部分，如圖13C所示。圖13D示出代表性的濾波的ECG信號g(ti)的兩個心跳段。這兩個心跳相隔約0.67秒。沿著時間軸的第一心跳段由以字母“a”結(jié)尾的附圖標記表示，并且，第二心跳段中的類似的特征具有帶字母“b”的類似的附圖標記。在濾波的ECG信號的其它部分當中，每一次心跳包括在主要由數(shù)字ECG信號X Ui)中的對應(yīng)的R波產(chǎn)生的峰值71a和71b周圍的信號段。在峰值71a和71b的前側(cè)分別是較小的峰值73a和73b，并且，在峰值71a和71b的尾側(cè)分別是較小的峰值75a和75b。在圖13D中的信號g(ti)的剩余區(qū)域內(nèi)的是具有比剛描述的峰值低很多的電平的信號。
[0139]R波檢測系統(tǒng)50包括ECG跟蹤閾值TT的動態(tài)設(shè)置，并且，ECG跟蹤閾值TT與發(fā)生R波觸發(fā)的ECG信號的所有之前的電平無關(guān)。在包括跟蹤閾值的動態(tài)設(shè)置的現(xiàn)有技術(shù)的R波檢測器系統(tǒng)通?；诎l(fā)生了觸發(fā)的之前的ECG信號電平的平均值或者在由之前的R波觸發(fā)的處理的ECG信號電平的一些其它功能確定的電平處設(shè)置跟蹤閾值電平。這種之前觸發(fā)電平相關(guān)R波檢測器可以很好地操作，只要心臟性能沒有變化太多，或者，只要ECG信號不包含太多的噪聲。特別地，心律失常或其它心電異常導(dǎo)致這種現(xiàn)有技術(shù)的R波門表現(xiàn)不佳
[0140]在R波檢測系統(tǒng)50中，濾波的ECG信號g(ti)由元件65監(jiān)測，以找到預(yù)定時間段^內(nèi)的其最大值。時間段不是移動窗時段，而是一系列的^秒長的連續(xù)(sequential)時段。以這種方式找到濾波的ECG信號g(ti)的最大值，允許R波檢測系統(tǒng)50適于改變ECG信號x(t)內(nèi)的信號電平。基于g(ti)的最近的最大值，在元件67中計算建議的ECG跟蹤閾值ST，作為常數(shù)(^乘以g(ti)的最大值。在本實施例中，C1=0.5。然后，在元件69中，ECG跟蹤閾值TT如下計算:
[0141]TT=TTp+c2 (ST-TTp)
[0142]其中，TTp是TT的之前 設(shè)置的值，并且，C2是常數(shù)。ECG跟蹤閾值TT的計算值被用于比較器57中，除非對于在產(chǎn)生最后一次觸發(fā)之后的預(yù)定的斷開期(dropout period) tD,尚未產(chǎn)生新的處理，此時，ECG跟蹤閾值TT被設(shè)置為ST。在本實施例中，預(yù)定的斷開期tD被設(shè)置為5秒。
[0143]用于跟蹤閾值TT的初始值可以被設(shè)置為實驗上確定的數(shù)值。但是，跟蹤閾值TT的動態(tài)設(shè)置在幾個時間段tm中快速地收斂到其合適的值。
[0144]ECG跟蹤閾值TT被重復(fù)地調(diào)整，以適于等于建議的ECG跟蹤閾值ST的分數(shù)的水平。(在圖13的實施例中，該分數(shù)是0.5。)為了逐漸地調(diào)整ECG跟蹤閾值TT，從濾波的ECG信號g(ti)的獨立的乜秒時間段得到建議的閾值ST。(這些時間段是獨立的，因為它們沒有重疊地連續(xù)，即，這些時間段不是移動窗時段。)在乜秒內(nèi)檢查濾波的ECG信號g(ti)，以在該tm秒的時段內(nèi)找到其最大值。因此，在對于該2秒時段的本實施例中，ECG跟蹤閾值TT的良好的選擇是在該時段期間g(ti)的最大值的一半。但是，濾波的ECG信號的下兩秒被類似地、獨立地檢查，并且，ECG跟蹤閾值TT在每兩秒(一般地，tm秒)的末端處被逐漸地調(diào)整，從而，TT往往會跟蹤(適于)獨立的建議的閾值ST。
[0145]元件69的自適應(yīng)過程操作用來將ECG跟蹤閾值TT以其緊鄰之前的值TTp和每一個新建議的閾值ST之間的差的分數(shù)C2調(diào)整。該過程將ECG跟蹤閾值TT對于建議的閾值ST的變化(在連續(xù)的不應(yīng)tm秒時段中的濾波的ECG信號的最大值的變化)的響應(yīng)平滑化。ECG跟蹤閾值TT的平滑的量取決于C2的值，并且，更大量的平滑也在ECG跟蹤閾值TT對建議的閾值ST的變化的響應(yīng)中添加更多的時間滯后。更接近O的C2的值在響應(yīng)中提供更大量的平滑和更多的滯后。更接近I的C2的值產(chǎn)生較不平滑且較快的響應(yīng)。
[0146]如果對于tD秒的時段沒有發(fā)生R波觸發(fā)，則也調(diào)整ECG跟蹤閾值TT。這發(fā)生在當由于濾波的ECG信號g(ti)中的更快的變化而導(dǎo)致ECG跟蹤閾值TT沒有足夠快速地作出響應(yīng)并且正沒有檢測到R波時的極少數(shù)情況下。在圖12的實施例中，tD是5秒。當這發(fā)生時，ECG跟蹤閾值TT被設(shè)置為建議的閾值ST的當前值，從而導(dǎo)致心跳開始被立即檢測。
[0147]如上所述，圖12的本發(fā)明的R波檢測系統(tǒng)50的實施例被示出具有如下的參數(shù)設(shè)官:數(shù)子未樣速率=500sps ；k=10 ;tm=2秒；C1=0.5 ；c2=0.25 ;tD=5秒；以及此=45。已經(jīng)確定，這樣的一組特定參數(shù)在R波檢測系統(tǒng)50中運行很好，但是，這種參數(shù)值不應(yīng)當限制本發(fā)明的范圍。
[0148]500sps的采樣速率和10個樣本的矩形波窗和將濾波器53設(shè)置為25Hz帶通濾波器。通過將帶通濾波器合并有與典型的(~15Hz)相比較高的中心頻率(~25Hz)，本發(fā)明的R波檢測系統(tǒng)50能夠在允許充足的R波信號內(nèi)容可用于檢測目的的同時更強地拒絕T波和P波。在本發(fā)明的范圍內(nèi)，帶通濾波器53可以具有除了 25Hz以外的中心頻率。但是，如果帶通濾波器53的中心頻率被設(shè)置得太高，則可能不希望地拒絕異位或束支R波。
[0149]在元件65中確定g(ti)的最大值的預(yù)定的時間段tm需要足夠長，以確保包含用于全范圍的預(yù)期的心率的至少一個R波。因此,希望約1.5秒的最小值。2秒的^的值對應(yīng)于確保將適當?shù)靥幚?0bpm的心率。較長的時間段導(dǎo)致ECG跟蹤閾值TT適應(yīng)于要不希望地延遲的ECG信號中的變化。
[0150]由于較低的設(shè)置會冒險在P波和T波上產(chǎn)生觸發(fā)，并且，更高的級別會冒險失去在呼吸周期的一部分期間的較低振幅或者來自較低振幅的異位心跳的R波，所以將ECG跟蹤閾值TT設(shè)置在濾波的ECG信號g(ti)最大值的約一半(C1=0.5)處是合適的。C1的良好的值范圍是在約0.4到0.7內(nèi)。
[0151]常數(shù)C2影響適應(yīng)于ECG信號變化的速率。已經(jīng)發(fā)現(xiàn)，C2=0.25提供良好的適應(yīng)速率；較小的校正步驟使適應(yīng)變慢，并且，較大的校正步驟對ECG信號中的孤立的偽影過度反應(yīng)。在約0.15到0.8的寬范圍內(nèi)的C2的值允許如需地選擇自適應(yīng)速率。
[0152]通過設(shè)置如上所說明的作為計數(shù)值的不應(yīng)期參數(shù)RC來設(shè)置不應(yīng)期的時間長度。不應(yīng)期(時間)是RC乘以數(shù)字信號的采樣期。在圖12的實施例中，不應(yīng)期是45x2msec=90msec。在30到250msec的范圍內(nèi)的不應(yīng)期提供具有用于參數(shù)RC的對應(yīng)的計數(shù)值的可用的值范圍。較短的不應(yīng)期會冒險在單個QRS復(fù)合波內(nèi)產(chǎn)生雙觸發(fā)；較長的不應(yīng)期會引入附加的延遲。此外，在異位心跳非常早或者存在非常高的心率時，較長的不應(yīng)期會導(dǎo)致失去的心跳檢測。取決于特定的ECG信號，可以實現(xiàn)設(shè)置RC以在心跳的最希望的區(qū)域中產(chǎn)生觸發(fā)。 [0153]現(xiàn)在參照圖13D，示出了兩次心跳。這些心跳包括如上所定義的一系列峰值。在描述R波檢測系統(tǒng)50的操作中，假設(shè)根據(jù)前面的2sec時段tm，確定ECG跟蹤閾值TT(81a)具有示出且沒有非常按比例的490的值。系統(tǒng)50及時地前進到處理濾波的ECG信號g(ti)的順序值，與峰值73a相關(guān)聯(lián)的g(ti)的值都不高于ECG跟蹤閾值TT (81a)。在沿著由附圖標記77a指示的g Ui)的點以及77a和79a之間的所有的采樣點處，g Ui)高于ECG跟蹤閾值TT(81a)。因此，在該區(qū)域(77a-79a)中的每一個采樣點處，計數(shù)器重置61將計數(shù)器59重置為O。在經(jīng)過點79a的g(ti)的每一個采樣點處，計數(shù)器59遞增1，并且，當計數(shù)器59具有等于RC (45個計數(shù))的值時，R波檢測系統(tǒng)50在由附圖標記83a所示的時間處輸出門控觸發(fā)。對于調(diào)整觸發(fā)輸出(例如，產(chǎn)生固定長度的脈沖)有幾種方法；這些方法對于信號處理領(lǐng)域的技術(shù)人員來說全部是公知的，并且，R波檢測系統(tǒng)50的操作不取決于這種調(diào)整。
[0154]隨著處理進行，元件65監(jiān)測g(ti)的值以在以對應(yīng)于虛線85的時間結(jié)束的2sec時間段乜期間找到g(ti)的最大值。在峰值71a處出現(xiàn)最大值，并且，在本示例中，具有945的值。隨著時間推移通過線85，通過元件69中的如下計算來建立ECG跟蹤閾值TT (現(xiàn)在為 81b)的新值。TT(81b) =490+0.25*(945/2-490) =485.63。(圖 13A 至 13D 的時間軸被標度為在t=0處開始；但是，該時間表示是完全任意的。)
[0155]在比較峰值71b周圍的R波檢測系統(tǒng)50的操作時，請注意，峰值73b高于ECG跟蹤閾值TT (81b)，因此，對于高于TT (81b)的峰值73b內(nèi)的g(ti)的任何采樣點，計數(shù)器重置71將計數(shù)器59重置為O。但是，沿著g(ti)的點77b (以及77b和79b之間的所有的點)也使得計數(shù)器59在計數(shù)器59到達值RC (45計數(shù))之前被重置為O。因此，點79b是沿著g(ti)的最后的點，以重新開始計數(shù)器59的計數(shù)，并且，然后，在由附圖標記83b所示的時間處產(chǎn)生R波觸發(fā)。
[0156]本發(fā)明的R波檢測系統(tǒng)的一個優(yōu)點是，它產(chǎn)生非常低的假陽性檢測率，即，在沒有發(fā)生R波時發(fā)生觸發(fā)的比率極低。由此，并行地使用多個R波檢測系統(tǒng)可以提高R波檢測的總性能。例如，當在一個ECG信道中丟失了異位或短的R波時，它在不同的ECG信道中是經(jīng)?？蓹z測到的。本發(fā)明的一個方面是將多個R波檢測系統(tǒng)組合成復(fù)合R波檢測系統(tǒng)，以便提聞精確度。
[0157]ECG信號通?？捎米鱽碜苑胖迷诨铙w上的不同位置上的電極的多信道。各個信道信號特性相似，但是，在具體的形狀和相位上都稍微不同。圖14A和15A示出這種復(fù)合R波檢測系統(tǒng)的兩個實施例。
[0158]首先，參照圖14A，其示出一個實施例，即，復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50Cl。復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50Cl包括η信道ECG信號，作為到η信道R波檢測系統(tǒng)50 (I) -50 (η)的輸入。這種信道R波檢測系統(tǒng)在結(jié)構(gòu)上與R波檢測系統(tǒng)50相同，但是，每一個在其自身的對應(yīng)的信道ECG信號上獨立地操作，以產(chǎn)生其自身的信道R波觸發(fā)信號(在本文中有時被稱為信道觸發(fā)信號)。該組信道觸發(fā)信號分別由附圖標記87 &&tl(t)、t2(t)...tn(t)指示。復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50Cl包括其輸出是指示多信道ECG信號中的R波的檢測的復(fù)合R波觸發(fā)信號89的“或”門91。
[0159]圖14B進一步示出復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50Cl的操作。示出四個時間線功能，即，三個信道觸發(fā)信號87和復(fù)合R波觸發(fā)信號89。這些信號中的每一個被表示為正常邏輯表示中的高(HIGH)或低(LOW) (O)。這種表示不應(yīng)當是以任何的方式限制的。信道R波檢測系統(tǒng)50(1)-50 (η)包括信道觸發(fā)信號tl(t)-tn(t)的信號調(diào)整，使得每當信道R波檢測系統(tǒng)(50(1)至50 (η))檢測 R波時，在對應(yīng)的信道R波觸發(fā)信號中產(chǎn)生固定持續(xù)時間的脈沖。
[0160]脈沖93、95和97是各個信道觸發(fā)信號中的這種固定持續(xù)時間脈沖。(這種信號調(diào)整對于信號處理領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是公知的，并且，這里未示出。)復(fù)合R波觸發(fā)信號89是“或”門91的輸出。在各個信道R波觸發(fā)信號中的任何一個都是HIGH時，輸出tc(t)是HIGH，如圖14B所示。所得到的tc(t)的輸出脈沖的前沿可以被視為發(fā)生復(fù)合R波觸發(fā)的時間，但是，與脈沖99有關(guān)的其它時間也可以被視為此。
[0161]脈沖93至97的時間寬度可以被設(shè)置為這樣的時間段，在與用于復(fù)合R波檢測器的信道R波檢測器的各個RC值的不應(yīng)計數(shù)RC相對應(yīng)的時間段相加時，總和是與用于R波檢測器50單獨地操作的不應(yīng)計數(shù)RC相對應(yīng)的時間段。因此，如果與用于信道R波檢測器的不應(yīng)期RC相對應(yīng)的時間段被設(shè)置約50msec，則脈沖93至97的長度可以是約40msec。此和的合適的值范圍可能是50到200msec。
[0162]圖15A示出復(fù)合R波檢測器的第二實施例，即，復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50c2。復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50c2包括作為復(fù)合R波檢測系統(tǒng)50Cl的類似的輸入和相同的信道R波檢測系統(tǒng)，以產(chǎn)生信道觸發(fā)信號tl (t) -tn (t)。信道R波觸發(fā)信號tl (t) -tn (t)被輸入到觸發(fā)窗濾波器100。觸發(fā)窗濾波器100輸出觸發(fā)輸出tc(t)中的復(fù)合R波觸發(fā)(101)。觸發(fā)窗濾波器100被配置為當其接收到來自信道R波檢測器中的任何一個的信道R波觸發(fā)時輸出觸發(fā)輸出tc(t)中的觸發(fā)。當在tc(t)中發(fā)生這種觸發(fā)時,來自不觸發(fā)復(fù)合R波檢測器50c2的信道R波檢測器的所有的信道觸發(fā)信號在觸發(fā)復(fù)合R波檢測器觸發(fā)輸出tc(t)之后的預(yù)定的時間段(斷開期tM)內(nèi)被忽略。
[0163]圖15B示出一個這樣的觸發(fā)。信道R波觸發(fā)信號tl(t)_tn(t)均包含由脈沖103、105和107表示的信道R波觸發(fā)。脈沖105首先由觸發(fā)窗濾波器100接收，并且，該時間由虛線111指示(在下文中被稱為時間111)。在時間111之前，觸發(fā)窗濾波器100準備接收在其所有的輸入87上的信道觸發(fā)。在時間111之后，觸發(fā)窗濾波器100被配置為忽略在預(yù)定的時間段(鎖定期)內(nèi)接收到的所有的其它信道觸發(fā)，該預(yù)定的時間段在本實施例中被示出為時間113和時間111之間的差。復(fù)合R波觸發(fā)輸出tc(t)被示出為具有持續(xù)時間的恒定脈沖109，但是，該特定的脈沖形狀不應(yīng)當是限制性的；可以使用任何合適的脈沖形狀。
[0164]觸發(fā)窗濾波器100可以被配置為在除了首先接收到的以外的信道R波觸發(fā)信號上觸發(fā)。例如，觸發(fā)窗濾波器100可以被設(shè)置為在第二或第三或其它的接收到的信道R波觸發(fā)信號上觸發(fā)。
[0165]斷開期的時間寬度被設(shè)置為確保在斷開期結(jié)束之前發(fā)生了用于單心跳的所有的信道R波觸發(fā)。用于的合適的值范圍可以是約150到300msec，并且，可以優(yōu)選地被設(shè)置為約200msec。
[0166]在復(fù)合1?波檢測系統(tǒng)50(:1和50(32中，信道1?波檢測系統(tǒng)50(1)-50(11)中的每一個可以被設(shè)置為利用相同的參數(shù)值或者可以被設(shè)置為利用在信道R波檢測系統(tǒng)當中變化的
參數(shù)值。
[0167]應(yīng)該注意，本發(fā)明的復(fù)合R波檢測系統(tǒng)不需要利用被實現(xiàn)為R波檢測系統(tǒng)50的類型的多個本發(fā)明的R波檢測系統(tǒng)作為信道R波檢測系統(tǒng)。其它的R波檢測器可以被用來處理信道ECG信號并產(chǎn)生信道R波觸發(fā)信號。但是，信道R波檢測系統(tǒng)50輸出極少的假陽性觸發(fā)的事實是使本發(fā)明的復(fù)合R波檢測系統(tǒng)成為有利的原因。
[0168]再次參照圖6，圖像選擇23還可以包括由呼吸傳感器45和呼吸門47提供的呼吸門控。呼吸導(dǎo)致胸部(以及，在一定程度上，還有腹部)中的器官的周期運動。以類似于上述的心臟門控的方式，通過跟蹤導(dǎo)管的運動并產(chǎn)生運動分布，在運動最小的期間的呼吸周期的相位被識別，例如，吸氣末和呼氣末。在這些最小運動相位期間的圖像被選擇以最小化呼吸運動對導(dǎo)管尖端位置的估計的影響。
[0169]如本文中使用的呼吸傳感器45包括從活體得到關(guān)于呼吸的信息的任何類型的信號源。這些包括但不限于直接測量裝置、與呼吸同相位地運動的對象和結(jié)構(gòu)的(X射線、光學(xué)等)圖像以及包含一些呼吸相關(guān)信息的ECG信號。這些呼吸傳感器45中的任何一個可以被用來產(chǎn)生指示呼吸運動的信號且用作到呼吸門47的輸入。
[0170]直接測量由呼吸引起的身體運動的呼吸傳感器45對于醫(yī)療儀器領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是公知的。例如，在帶狀結(jié)構(gòu)中安裝的換能器被用來測量從其得到有用的傳感器信號的腹腔或胸腔運動。呼吸門47僅僅在很少或幾乎不運動的時段期間的點處(或者，在一些其它的期望點處)觸發(fā)圖像選擇器38以便選擇優(yōu)選的圖像。
[0171]可替換地，可以通過在一系列熒光透視圖像中評估導(dǎo)管尖端的位置來進行導(dǎo)管尖端運動的估計。這通過比較從圖像到圖像的導(dǎo)管尖端的(x，y)位置并計算從圖像到圖像的檢測器的平面中移動的距離來實現(xiàn)。最小運動由圖像之間的運動最小的連續(xù)圖像指示。
[0172]此外，ECG信號中的一些信道可以包含與呼吸相關(guān)的變化。通過應(yīng)用信號處理領(lǐng)域中的技術(shù)人員公知的濾波和其它信號處理技術(shù)，可以提取這樣的呼吸相關(guān)信息并使用它作為到呼吸門47的輸入。
[0173]再次參照圖4，在選擇圖像要在C3DLS20內(nèi)處理時，在C3DLS20中實現(xiàn)的本發(fā)明的方法前進到如下步驟:(1)形成簇(功能塊25)作為醫(yī)療對象(例如，導(dǎo)管尖端)的候選圖像；
(2)從候選簇(功能塊27)當中識別導(dǎo)管尖端圖像；以及(3)確定子像素導(dǎo)管尖端圖像尺寸(功能塊29)。這些步驟在下面的節(jié)中被描述并在圖7、8和9中被示出。
[0174]帶圈的字母B和G表示在C3DLS20中實現(xiàn)的方法中的步驟的此子集的開始和結(jié)束點。在圖7的頂部的開始點(B)處，選擇的圖像的數(shù)據(jù)為其原始形式，即，它尚未從通過視頻獲取23提供的數(shù)據(jù)流改變。在圖8的底部處的步驟的該子集的結(jié)束點(G)處，導(dǎo)管尖端圖像已經(jīng)被非常精確地測量，提供導(dǎo)管尖端圖像(簇203)的角落的2D坐標(功能塊183)以及導(dǎo)管尖端圖像長度、寬度和梯形失真(功能塊185)。圖8示出其分支如圖7的示意圖所示的方法步驟以進行與圖7的步驟中的一部分并行的一些步驟，在點(D)處，圖7的步驟的結(jié)果與步驟179、153和181的結(jié)果組合，并且，該過程在圖8中以步驟183繼續(xù)并前進到由字母G指示的方法上的點。然后，該方法在具有步驟31至35的圖4的示意圖中的點G處繼續(xù)。
[0175]圖9詳細地示出子像素統(tǒng)計邊緣檢測(功能塊153)的過程的方法步驟。在C3DLS20中，這種子像素統(tǒng)計邊緣檢測在子像素導(dǎo)管尖端圖像尺寸確定29中進行三次。到子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的輸入用字母E標記且用字母F輸出。這三個實例在圖7和8內(nèi)被指示為在E1和Fp E2和F2以及E3和F3之間進行。
[0176]這些步驟中的每一個將在下面的具體地參照圖7至9的節(jié)中被詳細地描述。 [0177]再次參照圖7，在選擇的圖像中的每一個像素的直方圖分類在功能塊131中被執(zhí)行，從而確定橫跨整個圖像的像素強度的分布。例如，對于典型的8位X射線圖像，存在具有O和255之間的強度值的一百萬個(1,000x1，000)像素，其最暗的可能值是O。對該圖像應(yīng)用閾值濾波器，將O的像素值分配給具有比閾值強度TH小的強度的每一個像素，并且，將255的亮像素強度分配給所有其它的像素。
[0178]基于在簇形成過程135和簇評估步驟137中如何劃定簇來迭代地確定閾值濾波器133的閾值TH。閾值TH的初始值被設(shè)置為將O值分配給圖像中的像素的0.5%。簇被形成
(135)和被評估(步驟137)，并且，如果確定需要更多的像素來形成候選簇，則在功能塊139中增量地增大閾值TH，并且，重復(fù)步驟135和137，直到適當?shù)拇貪M足步驟137的評估。
[0179]圖16A和16B示出示例2D X射線圖像(圖16A)，對其應(yīng)用了閾值濾波器后在圖16B中示出。閾值濾波在自動地識別導(dǎo)管尖端圖像的過程中是有效的，因為導(dǎo)管尖端的圖像通常是在這種圖像中最暗的對象。(在圖16A和16B中，導(dǎo)管尖端圖像用附圖標記201標記。)因此，由于通過閾值濾波將最暗的像素挑選出，所以在這種過程中導(dǎo)管尖端圖像很可能作為候選簇被找到。
[0180]以下述的方式來形成簇(圖7中的步驟135)。變量(Gap)被定義為暗像素之間的像素的距離。具有O的Gap值的簇意味著簇中的每一個像素是該簇中的另一個像素的直接鄰居。具有I的Gap值的簇意味著簇中的每一個像素是簇中的另一個像素的直接鄰居或者在它和簇中的鄰近像素之間具有I個像素的空間。取決于圖像中的噪聲的水平，為了提供良好的簇形成性能，對于Gap找到了 O或I的值。[0181]當在功能塊135中形成族時，保持族中的多個像素以及族中的最左、最右、最頂和最底像素的記錄。還知道圖像內(nèi)的簇坐標。該簇信息被用來針對在功能塊41A和41B (圖6)中的初始化期間建立的標準評估候選簇。簇評估中的測試標準是:(I)在設(shè)置的導(dǎo)管尖端圖像限制內(nèi)存在簇區(qū)域？(2)該簇足以接近最近知道的導(dǎo)管尖端圖像位置(如果知道的話)？
[0182]當簇在簇評估137 (圖7)中通過這種標準時，進行進一步的分析以計算簇中心(功能塊141)，計算簇中線(功能塊143)，并且，確定簇的邊界框(功能塊145)。
[0183]在圖17中示出一種找到候選簇的中心的方法。圖17包括在閾值圖像的一部分內(nèi)的示例候選簇203。候選簇203的中心被計算(功能塊141)為到簇203中的每一個單獨的閾值像素的一組向量的平均向量。在圖17中，這些向量被示出為具有箭頭的一組虛線。在圖17中只示出幾個這樣的向量，但是，在中心計算(141)中，包括表示簇203中的每一個像素的向量。
[0184]如果在圖像中存在η個閾值像素(暗的像素)，則平均向量(中心)的X成分僅僅是Xav= I/η* Σ Xi,并且，y成分是Yav=l/n* Σ yi7其中，在所有的η個像素上進行求和。在圖17中，得到的中心向量(Xav, Yav)被示出為向量205。
[0185]在計算候選簇203的中心之后，在功能塊143中執(zhí)行簇203的縱向中線的計算。表示縱向軸的向量通常平行于簇203的長軸，并且將簇203平分。對于每一個閾值像素(離中心)的向量用于該計算。如圖18所示，象限向量V1、V2、V3和V4分別表示在閾值圖像的四個象限中的每一個向量之和。(請注意，在圖18、19A和19B中，這些向量并不是精確地按比例繪制的。)
[0186]縱向軸向量Vta是來自四個象限的象限向量V1、V2、V3和V4的組合。Vta的組合取決于主軸是否主要沿著圖19A和19B中所示的X軸或Y軸。主(主導(dǎo))軸X或Y被定義為包含四個象限向量V1、V2、V3、V4中的任何一個的最長投影的軸。例如，在圖19A的情況X中，Vl的最長投影是沿著X軸，然而，在圖19B的情況Y中，Vl的最長投影是沿著y軸。
[0187]來自對角線象限(Ql和Q3 ；Q2和Q4)的向量被相加，以計算其沿著正x軸(Ql和Q4)或者沿著正y軸(Ql和Q2)的總貢獻。根據(jù)圖19A，在x軸情況中，縱向軸向量是V
=(V1-V3) + (V4-V2) =V1-V2-V3+V40類似地，對于圖19B的y軸情況，沿著正Y軸的向量是V1-V3 和 V2-V4，并且，縱向軸向量是 V 中線=(V1-V3) + (V2-V4) =V1+V2_V3+V4。
[0188]再次參照圖7，在功能塊145中，作為候選簇203的邊界框通過簡單地確定從最左、最右、最頂和最底像素簇203形成的矩形來找到。這些值是從簇形成過程135知道的。圖20示出簇203的這種邊界框207 (虛線)。
[0189]再次參照圖4，在簇被識別為候選導(dǎo)管尖端圖像并且找到其圖像中心、中線和邊界框(功能塊141至145)之后，在C3DLS20內(nèi)的這種簇圖像的處理包括對圖像中的原始像素強度數(shù)據(jù)的操作，不再是對閾值圖像像素的操作。本文中描述的子像素導(dǎo)管尖端圖像測量操作(功能塊29)被稱為像素級幾何計算，并且，是用于使用單平面熒光透視自動地確定活體中的3D位置和取向的本發(fā)明方法的重要特征。在圖7至9中示出描述C3DLS20內(nèi)的子像素導(dǎo)管尖端圖像測量29的步驟的更多細節(jié)。
[0190]像素級幾何計算的主要特征是，這種計算允許在分析期間應(yīng)用統(tǒng)計，因為像素強度不被濾波器變換。在本發(fā)明的C3DLS方法中，在確定子像素導(dǎo)管尖端圖像尺寸的步驟中，使用統(tǒng)計來以超高速度實現(xiàn)期望的子像素精確度。很多圖像處理技術(shù)包括使用對像素強度執(zhí)行復(fù)雜的操作但是還將強度數(shù)據(jù)變換為不保留原始數(shù)據(jù)值的形式的濾波器，由此，防止對原始數(shù)據(jù)值進行統(tǒng)計操作。
[0191]如本文中描述的像素級幾何計算的另一個特征是這些計算可以被非?？焖俚赝瓿?。本發(fā)明的一個重要目的是提供一種可以實時地或接近實時地從2D X射線圖像計算3D信息的系統(tǒng)，使得C3DLS可以與諸如心臟消融的介入醫(yī)療程序同時使用。盡管C3DLS20計算密集，但是，如本發(fā)明方法的各種步驟中描述的像素級幾何計算相對于很多其它的圖像處理技術(shù)具有速度優(yōu)勢，并且有助于實現(xiàn)這種高速性能。
[0192]再次參照圖7，在功能塊145中確定的邊界框207的區(qū)域被擴大以包括邊界框207周圍的圖像區(qū)域，以確保在導(dǎo)管尖端圖像周圍的足夠的背景區(qū)域可用于后續(xù)的計算中，以捕獲關(guān)于遠離簇圖像的背景噪聲的信息。在實施例C3DLS20中，邊界框207在X和Y坐標上都擴大3倍，但是，對于功能塊145中的邊界框擴大而言擴大因子的值(3)不應(yīng)當限制性的。
[0193]作為功能塊151示出的下一步驟是要形成與在步驟143中計算的縱向圖像中線垂直的多個圖像分布，并且，沿著這種分布對圖像進行上采樣。圖21示出邊界框207的一部分中的候選簇203。圖21中還示出通過在步驟141中計算的簇中心211的縱向中線209和幾個示例分布213。這些分布表示沿著垂直于中線209的線的圖像強度。功能塊151指示正形成N1個這樣的分布。請注意，圖21沒有示出所有的分布N1 ;只示出16個分布。分布N1的數(shù)量是這樣的，使得至少一個分布沿著每一個分布213在兩個方向上通過簇203的每一個像素和簇203的外面，從而，圖像中的所有可能的強度變化都在N1分布213中被表示。特別希望N1是這樣的，使得兩個(2)分布與每一個這樣的像素相交。 [0194]請注意，圖21中示出的分布213之間的距離也不是代表分布213相互之間應(yīng)該如何接近。N1分布213比示出的16個分布213更緊湊，并且，各分布可以沿著簇203的整個長度分布并通過每一端。因此，分布213可以在圖21中示出的線L1和L2之間延伸。請注意，各分布可以橫跨簇分布的范圍取決于被成像的醫(yī)療對象的物理形狀和用C3DLS跟蹤的幾何結(jié)構(gòu)的選擇。因此，圖21中指示的范圍不應(yīng)當是限制性的。
[0195]圖22示出一個分布213。圖22的曲線圖的橫坐標是沿著垂直于中線209的線的位置，并且，縱坐標是沿著這種線的點的圖像強度。候選簇203中的點與圖像背景相比是暗的，從而，每一個分布213都具有大致如圖22所示的形狀。
[0196]再次參照圖7，功能塊151還包括沿著每一個分布213對圖像進行上采樣的步驟。為了實現(xiàn)±4_深度的期望精確度，需要測量導(dǎo)管尖端的寬度至少至檢測器像素的二十分之一。為了實現(xiàn)這種子像素精確度，在簇圖像203中和周圍的強度值通過上采樣的過程被內(nèi)插，以便增加圖像像素的數(shù)量。一種上采樣的方法是使用其四個最近鄰居像素在任何任意點(x，y)處在原始圖像強度值之間進行線性內(nèi)插。圖23示出和提供執(zhí)行被稱為雙線內(nèi)插的內(nèi)插的計算。在任何點(x，y)處的內(nèi)插的強度值是四個最近鄰居像素的值的加權(quán)平均值，其中，每一個權(quán)重與離每一點的笛卡爾距離成比例。在實施例C3DLS中使用雙線內(nèi)插不意味著是限制性的。其它的內(nèi)插方法對于圖像處理和數(shù)學(xué)領(lǐng)域的技術(shù)人員來說是公知的，并且，在本發(fā)明的范圍內(nèi)。
[0197]在圖23中，權(quán)重Qu是點P的四個最近鄰居像素的強度值。點P位于(x，y)處，并且，(χι, Υι)、(χ2, Υι)、(X1, y2)和(χ2，y2)是最近鄰居像素的坐標。當用24x24的細度(即，在每一個方向上將像素的數(shù)量增加24倍)執(zhí)行上采樣時，圖像的上采樣區(qū)域包含24x24乘以與原始捕獲的X射線圖像(原始檢測器像素)一樣多的像素。所得到的像素具有小于原始檢測器像素的二十分之一的尺寸(二十四分之一)，由此，有助于期望的子像素精確度。
[0198]作為確定N1的示例，假設(shè)簇是物理上8mm長的導(dǎo)管尖端的圖像，并且，X射線機10的錐形投影幾何結(jié)構(gòu)是使得幾何放大率是約1.4。因此，作為這種導(dǎo)管尖端的圖像的簇將在檢測器13上是約1.4x8mm=ll.2mm長。典型的X射線檢測器可以具有5/mm的檢測器元件間距(檢測器元件~0.2mm x0.2mm)，在這種情況下，簇將是約56個像素長。假設(shè)在簇的每一個末端有約10個分布，并且，為了簡單起見，忽略了簇中線的角度，如果選擇N1使得每一個像素具有兩個相交點，則N1將是約130。一般地，典型的導(dǎo)管尖端可以是比8_小很多，從而，N1可以小于本示例。
[0199]在實施例C3DLS20中，在功能塊151 (圖7)中，上采樣被示出為沿著每一個分布執(zhí)行。沿著每一個分布213進行上采樣顯著地節(jié)省了計算時間，減少了存儲器要求，并且，有助于本發(fā)明的方法執(zhí)行的速度，因為圖像的大區(qū)域不必被上采樣，以便提供本發(fā)明C3DLS方法使用的每一個分布213所需的信息。沿著分布的這種上采樣沿著該分布產(chǎn)生24x像素數(shù)。
[0200]請注意，圖7的功能塊157和圖8的功能塊179包括沿著不同組的圖像分布的上采樣。上面的與上采樣有關(guān)的討論也適用于本發(fā)明方法的這些步驟。本發(fā)明方法的可替換實施例包括在功能塊147中的邊界框207擴大之后對候選簇203周圍的整個區(qū)域進行上采樣的步驟。該可替換方案需要大量的時間，并且，需要更多的存儲器，以執(zhí)行上采樣，但是，于是消除了功能塊151、157和179的附加的沿著分布的上采樣。
[0201]現(xiàn)在參照圖7中的功能塊153，使用步驟151中形成的上采樣分布來執(zhí)行子像素統(tǒng)計邊緣檢測153。再次參照圖22中的示例分布213，如上所述，N1分布213是表示沿著垂直于縱向中線209的線的強度值的曲線。因此，沿著每一個分布213，在從中線209的兩個方向上，存在與簇203的邊緣相交的邊緣點。在圖22中，這兩個點被稱為印1和印2。測量簇203的重要部分是識別簇203的邊緣。簇203是檢測器13的平面中的導(dǎo)管尖端(或者被測量的其它醫(yī)療對象)，并且，該圖像包含使得難以確定哪一個像素表示邊緣的圖像噪聲。但是，邊緣檢測的重要的子像素精確度如下產(chǎn)生:具有由其確定邊緣點的大量的分布，并且，使用包含來自上采樣的子像素信息的大量的點來執(zhí)行統(tǒng)計分析，以產(chǎn)生簇203的精確邊緣。
[0202]子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的另一個重要方面是在不同分布和不同圖像中的一致性，以這樣的方式，沿著分布213確定邊緣點。在圖7和8的實施例C3DLS20中，子像素統(tǒng)計邊緣檢測153是這樣的步驟，即，每形成一組分布(功能塊151、157和179)之后，在簇203的分析中在三個不同的時間進行該步驟一次。子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的本實施例的步驟還在圖9的示意圖中被詳述并且使用圖22的示例分布213來示出。子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的前進和結(jié)束點在圖9中分別被標記為E和F，并且，分別被標記為功能塊153、157和179的(E1, F1)、(E2, F2)和(E3, F3)，以指示C3DLS20中的子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的三個實例。
[0203]請注意，為了簡單起見，如圖22所示的示例分布213被繪制為連續(xù)曲線。實際上，分布213是上采樣的像素化曲線，但是，圖22的連續(xù)表示可用于圖示子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的本實施例的步驟的原理。在擴大的邊界框207內(nèi)，分布213的寬度使得分布213的末端(圖22的左右端)包含足夠的點，以充分地表示簇203的圖像內(nèi)的背景噪聲。
[0204]現(xiàn)在參照圖9中的子像素統(tǒng)計邊緣檢測153和圖22中的示例分布213，確定每一個分布213的最小和最大像素強度值(min和max)。在功能塊169中，計算用于分布強度范圍的值pir=max-min。對于示例分布213，這三個值在圖22中被示出。接下來，在功能塊171 (圖9)中,通過如下方式來確定每一個分布的分布寬度pw:沿著每一個分布213選擇點ePi和ep2,從每一個分布213的中心開始并沿著分布213在每一種方向上移動，即，選擇在分布213大于或等于在最小值min以上的范圍pir的55%的每一個方向上遇到的第一點，也如圖22所示。在圖9和22中，55%指示為實施例C3DLS20中的分布強度范圍的固定百分率。可以使用強度范圍的其它值的固定百分率，但是，已經(jīng)確定在50-55%周圍的值是特別有利的。
[0205]如上所述，在圖22中示出圖示分布的一般形狀的示例。分布213的中心相對比較平坦，其中，接近O的強度值的大部分對應(yīng)于具有由不透射線導(dǎo)管尖端阻擋的幾乎所有的X射線光子的像素。分布213通常具有陡峭的過渡區(qū)域214，其對應(yīng)于從不透射線導(dǎo)管尖端到圖像背景的過渡。邊緣位于垂直過渡區(qū)域214內(nèi)。這種過渡區(qū)域內(nèi)的模糊由于諸如檢測器13、X射線源11焦斑尺寸和導(dǎo)管尖端運動的諸多因素產(chǎn)生。
[0206]對于理想上陡峭的邊緣，放置邊緣點的分布強度的百分率是50%，但是，要成像的很多不透射線醫(yī)療對象不具有這樣的理想上陡峭的邊緣。例如，具有圓形橫截面的導(dǎo)管尖端僅僅由于材料厚度而導(dǎo)致減少邊緣處的X射線吸收，并且，一些導(dǎo)管具有不如金屬一樣的不透射線的外層。因此，很多導(dǎo)管具有偏離垂直很多的過渡區(qū)域214。邊緣過渡區(qū)域中的該變化在圖27中被示意性地示出，其中，圖示具有各種過渡區(qū)域214的幾個理想化的分布219。
[0207] 結(jié)合本發(fā)明，作為對這種對象的X射線透射的詳細建模的結(jié)果，通過實驗，已經(jīng)發(fā)現(xiàn)在過渡區(qū)域214中以不同于50%的水平發(fā)生支點(樞軸水平)221，但是，過渡區(qū)域的樞軸行為在過渡區(qū)域214寬度的顯著的范圍上是魯棒的。例如，在對典型的臨床條件下成像的7弗倫奇(French)導(dǎo)管尖端建模時，發(fā)現(xiàn)支點221在以約55%的水平發(fā)生，并且，該水平在過渡區(qū)域214寬度的寬范圍上是魯棒的。支點221的存在指示，邊緣點確定在一定程度上對醫(yī)療對象邊緣不透射線性不敏感。
[0208]圖24是示出圖21的簇203的放大，以進一步圖示子像素統(tǒng)計邊緣檢測153。圖24包括比圖21多的數(shù)量的分布213，但是，請注意，圖24也不包括子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的功能塊167至177 (圖9)中所涉及的所有的N1分布，從而，在圖24中可以更容易地看見步驟的描述。(請注意，如圖21所示，圖示的像素是原始圖像像素，不是上采樣的像素。這同樣適用于圖25的情況。)
[0209]對于每一個分布213，如圖9的功能塊171中所述，確定分布寬度pw。示出在每一個分別213上的邊緣點和ep2(箭頭僅僅指向每一種這樣的點之一)。在功能塊173中，中心寬度cw被計算為中心211周圍的分布213的百分率的pw的平均值。在如圖9所示的實施例C3DLS中，分布213的10%被選擇以確定中心寬度cw。這些分布在圖24中被稱為分布213c。對于該分布213c選擇的10%值不應(yīng)當是限制性的?？梢愿鶕?jù)圖像噪聲的性質(zhì)來使用其它的百分率。使用中心寬度cw來去除由于簇203的圖像中的過度的噪聲而導(dǎo)致其寬度pw是異外值的分布。功能塊175示出從具有在0.9cw到1.1cw的范圍以外的pw值的考慮分布213消除的異外值的去除。此外，這些量(0.9和1.1)的選擇不應(yīng)當是限制性的?？梢愿鶕?jù)圖像的噪聲特性來使用其它值。
[0210]子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的最后的步驟(功能塊177和178)使用其余分布213的兩組邊緣點印:和印2作為簇203的兩個邊緣E1和E2的表示，并且計算E1和E2的最小二乘法擬合表示。在執(zhí)行最小二乘法擬合計算時涉及的分析是數(shù)學(xué)和圖像分析領(lǐng)域的技術(shù)人員所公知的。
[0211]再次參照圖7，在點印1和印2沿著EjP E2的情況下，使用功能塊155中的邊緣，下一步驟是中線209的重新計算。然后，使用新的中線209來沿著垂直于新的中線209的新的一組分布213進行重新形成和上采樣(圖7的功能塊157)，并且，基于這些新的分布213來重復(fù)子像素統(tǒng)計邊緣檢測153。與該改進并行地，本發(fā)明的方法在點C處開始分支到各步驟(參見圖8)，以便沿著簇203的縱向方向執(zhí)行測量。
[0212]在圖8中，在功能塊179中形成和上采樣與新的中線209平行的N2分布。如果要檢測與新的中線209垂直的邊緣，則，如上所述，對平行于新的中線209的新形成的一組分布執(zhí)行子像素統(tǒng)計邊緣檢測153。由于該分布與上面針對分布213描述的分析相同，所有在圖24中沒有示出這種分布。關(guān)于圖24中的示例簇203，檢測圖24的右下部的橫向邊緣，并且，如上所述，計算圖25中示出的這種邊緣E3。
[0213]圖25僅僅用在圖像上覆蓋的子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的所有的三個應(yīng)用的最終結(jié)果來呈示如圖24所示的相同的原始像素數(shù)據(jù)。
[0214]由于C3 DLS中跟蹤的導(dǎo)管尖端具有圓形的遠端(由圖21、24和25的左上角可知)，所以，子像素統(tǒng)計邊緣檢測153以修改的方式處理簇203的遠端。簇203的遠端(對應(yīng)于導(dǎo)管尖端的遠端)的圓形邊緣可以用與上述方式相同的方式來檢測，并且，可以計算最小二乘法擬合，以與適當?shù)那€模型而不是直線匹配。這種修改的策略在如圖9所述的子像素統(tǒng)計邊緣檢測153的元件內(nèi)。功能塊178可以用各種假設(shè)的形狀模型來應(yīng)用。
[0215]可替換地，圖25示出遠端的測量的可替換的方法。圖8中的功能塊183表示基于前面的步驟的計算確定簇角落。從點D的信息和來自圖8中的上述功能塊183的步驟的信息提供實施例C3DLS確定簇203的角落所需的全部。角落C2和C3分別是E3與E1和E2的相交處。C1和C4通過沿著E1和E2對值應(yīng)用標準來被識別，以確定遠端的彎曲部分開始的地方。例如，該標準可以是，角落是沿著E1和E2的點，在該處，強度值經(jīng)過其最后的從0.55pir+min水平的增加。這種標準在圖25中被示出。功能塊183包括諸如之類的角落標準的應(yīng)用。
[0216]實施例C3DLS20在圖8中以功能塊185繼續(xù)，功能塊185是基于角落的坐標來計算簇長度、寬度和梯形失真。這種確定涉及簡單的數(shù)值計算。如本文中使用的梯形失真是指指示平面外角度的末端到末端的簇203的寬度變化。簇203的較大(較寬)端接近于源11，并且，使用數(shù)值差來計算醫(yī)療對象產(chǎn)生簇203的平面外角度。
[0217]C3DLS在功能塊159中以如下步驟繼續(xù):通過使用在初始化步驟4A和41B (圖5)期間建立的標準，最終確定簇203是否表示導(dǎo)管尖端。如果簇203被確定為導(dǎo)管尖端，則C3DLS前進到圖4中的點G。此外，在圖8的功能塊163中，閾值TH被設(shè)置為在C3DLS的第一次通過直到成功地識別導(dǎo)管尖端的此點中找到的值。如果簇203在功能塊159的評估中不能滿足標準，則C3DLS前進到開始評估要分析的下一簇，在功能塊135中形成了的這種簇(參見圖7)。
[0218]再次參照圖4，C3DLS在點G處以在圖8的功能塊185中確定的測量結(jié)果來繼續(xù)。使用在簇203的導(dǎo)管尖端上的這種形成，C3DLS前進到基于功能塊31中的由于徑向延長引起的失真來進行校正。在圖26A中表示這樣的過程，通過該過程，3D對象的圖像被投影到常規(guī)的X射線機10中的平面檢測器13上，該圖26A示出用于功能塊31中的徑向延長失真的校正。圖26A包括作為在檢測器13的像平面內(nèi)產(chǎn)生圖像215’的代表性的醫(yī)療對象的球體215。校正分析包括如圖26A所示的徑向側(cè)視圖和切向側(cè)視圖的考慮。在圖26A的右側(cè)上的虛橢圓內(nèi)示出徑向側(cè)視圖內(nèi)的區(qū)域的放大。
[0219]被投影到檢測器13上的對象的圖像的尺寸取決于對象自身的尺寸、其相對于檢測器13的旋轉(zhuǎn)取向和幾何放大率。對象的旋轉(zhuǎn)取向可以產(chǎn)生透視效果。如果例如柱形對象正被成像，則其投影圖像中的圓柱體的長度將取決于圓柱體的軸和檢測器13的平面之間的角度。如果軸平行于檢測器13的平面，則圖像中的長度將由圓柱體的實際長度乘以幾何放大率給出。但是，如果圓柱體的軸平行于從其通過的X射線，則，圖像將是圓柱體的橢圓或圓形的橫截面，并且，關(guān)于其長度的所有的信息將會丟失。
[0220]完全沒有透視效果的對象僅僅是球體，因為，它相對于通過其中心的任何軸旋轉(zhuǎn)對稱。圓柱體對其直徑的透視不敏感，因為，圓柱體關(guān)于其中心軸旋轉(zhuǎn)對稱。而且，如圖26A所示，球體215的投影2D圖像是橢圓，例如橢圓215’，而不是圓。因此，如圖26A所示，徑向和切向視圖不同。
[0221]圖26B是示出檢測器13的像平面中的圓柱形導(dǎo)管尖端的圖像217’的示圖。通過用具有與球體215相同的半徑的圓柱形導(dǎo)管尖端(在本文中被稱為CC)替代球體215，在圖26A的幾何結(jié)構(gòu)內(nèi)產(chǎn)生 圖像217’。
[0222]對于圖26和27的示圖，術(shù)語定義列表如下:
[0223]ω =球體215和CC的有效直徑；
[0224]W=球體215和CC的投影的直徑，其在垂直于通過球體215或CC的中心的光線的方向上在檢測器13的水平處(一不必在檢測器13的平面上)測得的；
[0225]Wp=在檢測器13的平面上測得的投影217’的寬度；
[0226]Wk=在檢測器13的平面處CC的投影的寬度的徑向分量，其垂直于通過其中心的光線的路徑一如果R>0，則不在檢測器13的平面上；
[0227]Wt=在檢測器13的平面處的CC的投影的寬度的切向分量，其垂直于通過其中心的光線的路徑；
[0228]Wtp=在切向方向上在檢測器13的平面中測得的球體215和CC的投影的寬度；
[0229]Wkp=在徑向方向上在檢測器13的平面中測得的球體215和CC的投影的寬度；
[0230]D=從X射線源11的焦斑到檢測器13的中心13c的距離，其中，檢測器13的平面垂直于從焦斑到檢測器13的中心13c的中心光線；
[0231 ] d=從X射線源11的焦斑到通過球體215或CC的平面的距離，其中，該平面也平行于檢測器13的平面；
[0232]B=從X射線源11的焦斑到檢測器13處的圖像215’或217’的中心的距離；
[0233]b=從X射線源11的焦斑到球體215或CC的中心的距離；[0234]R=在檢測器13中的平面上檢測器13的中心13c和圖像215’或217’的中心之間的距離；
[0235]O =通過球體215或CC的中心的光線或攔截檢測器13的中心13c的中心光線之間的角度；以及
[0236]a =CC的圖像的選擇直徑和從檢測器13的中心13c到選擇直徑的中心繪制的半徑之間的角度。
[0237]使用這些定義并執(zhí)行數(shù)學(xué)領(lǐng)域的技術(shù)人員所公知的代數(shù)和三角函數(shù)運算，得到如下的用于徑向延長校正31的關(guān)系:
[0238]d=D*co/[Wp.{[Sin(a)]2+[Cos(a)]2.[Cos (Θ) ]2}1/2]
[0239]該公式使得能夠在考慮了徑向延長效果和檢測器13上的圖像內(nèi)的對象的任何取向的情況下從檢測器13上的醫(yī)療對象的圖像計算其z坐標。
[0240]此外，根據(jù)圖26A中的切向側(cè)視圖的分析，z坐標對Wtp的變化的敏感度被發(fā)現(xiàn)是:
[0241]δ d/ δ ffTP=-d2/ (D.ω )
[0242]對于涉及的變量的典型值，敏感度dd/dWTP (例如，每mm直徑的mm z)是非常大，需要在0.02mm量級上的有效尺寸的測量來實現(xiàn)C3DLS的期望的操作精確度。這種行為是由于導(dǎo)管尖端的尺寸與檢測器13和X射線源11之間的距離相比非常小的事實引起的，這意味著在導(dǎo)管尖端的每一側(cè)通過的射束的發(fā)散小。
[0243]以類似的方式，根據(jù)徑向側(cè)視圖分析，z坐標對Wkp的變化的敏感度被發(fā)現(xiàn)是:
[0244]δ d/ δ ffEP=-d2/ {D* ω.[1+ (R/D)2]1/2}
[0245]再次參照圖4，功能塊33是計算用C3DLS20跟蹤的醫(yī)療對象的3D坐標和取向的步驟。功能塊31和33中的計算的組合產(chǎn)生導(dǎo)管尖端的一組3D坐標。使用在功能塊83 (圖8)中找到的四個角落點c1、c2、c3和C4并根據(jù)在功能塊195中找到的其它測量量來計算3D坐標。充足的數(shù)值數(shù)據(jù)可用于建立導(dǎo)管尖端的3D坐標。
[0246]在計算3D坐標時，可以用各種方式來使用這種信息，例如，將其顯示為其它醫(yī)療顯示方式中的一部分，使得它可以用于諸如心臟消融的介入程序中。隨著諸如導(dǎo)管的醫(yī)療對象在諸如心臟的心室的解剖結(jié)構(gòu)內(nèi)部移動，可以產(chǎn)生數(shù)據(jù)，以通過指示醫(yī)療對象所處的點在這種結(jié)構(gòu)內(nèi)并在存儲器中將導(dǎo)管尖端的3D坐標標記為圖數(shù)據(jù)點來產(chǎn)生這種解剖結(jié)構(gòu)的3D圖。然后，醫(yī)師可以使用圖數(shù)據(jù)來幫助將導(dǎo)管尖端引導(dǎo)到解剖結(jié)構(gòu)中的期望點。在各種醫(yī)療程序期間，這種圖像可以與其它成像方式結(jié)合，以便增強可視化。
[0247]本發(fā)明的方法根據(jù)需要處理選擇的2D圖像，對有效的醫(yī)療對象尺寸進行精確的測量，以便確定醫(yī)療對象的3D坐標和取向。在完成對選擇的圖像的處理之后，本發(fā)明的系統(tǒng)處理下一個選擇的2D圖像。操作可以涉及以每秒7.5到30個圖像的幀率來處理長度為3到5秒的圖像的序列。這種操作使得能夠使用多個圖像來進行醫(yī)療對象的測量并進行求平均，以減少變異性并提高精確度。
[0248]只使用2D熒光透視來顯示3D中的標測和消融導(dǎo)管尖端的方法表示了相對于其它當前可用的標測和成像系統(tǒng)的主要優(yōu)勢。特別地，所述方法提供醫(yī)師使用實驗室中的現(xiàn)有設(shè)備而無需明顯的基礎(chǔ)設(shè)施修改來觀看3D解剖結(jié)構(gòu)中的導(dǎo)管。雖然針對使用心臟導(dǎo)管的示例性實施例描述了本發(fā)明的實施例，但是，本領(lǐng)域的技術(shù)人員將會理解，可以進行小的變化來通過其它不透射線醫(yī)療對象(例如，用于介入和治療的引線、支架和其它儀器)來使用本發(fā)明的方法。另外，可以對本發(fā)明的教導(dǎo)進行多種修改，以適應(yīng)于特定的情形，而不脫離本發(fā)明的范圍。因此，本發(fā)明不應(yīng)當限制于用于實現(xiàn)本發(fā)明所公開的實施例，而是，本發(fā)明包括落入在預(yù)期權(quán)利 要求的范圍內(nèi)的所有的實施例。
【權(quán)利要求】
1.一種用于使用單平面熒光透視自動地確定活體中的不透射線醫(yī)療對象的3D位置和取向的方法，包括: 從單平面熒光透視儀捕獲數(shù)字化2D圖像流； 在數(shù)字2D圖像的子集中檢測醫(yī)療對象的圖像； 應(yīng)用像素級幾何計算來測量醫(yī)療對象圖像； 對圖像測量結(jié)果應(yīng)用錐形投影和徑向延長校正；以及 從校正的2D圖像測量結(jié)果計算醫(yī)療對象的3D位置和取向。
2.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中醫(yī)療對象是心臟導(dǎo)管。
3.根據(jù)權(quán)利要求2所述的方法，其中導(dǎo)管是心臟消融導(dǎo)管。
4.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中從由起搏器引線、除顫器引線、標測導(dǎo)管和支架構(gòu)成的組中選擇醫(yī)療對象。
5.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括在檢測步驟之前的初始化步驟，并且，所述初始化步驟包括醫(yī)療對象圖像的兩視圖熒光透視測量和設(shè)置醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準。
6.根據(jù)權(quán)利要求5所述的方法，其中，對于子集中的每一個2D圖像，檢測步驟包括: 對2D圖像應(yīng)用閾值濾波器； 形成圖像像素的簇； 針對醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準來評估簇中的每一個；以及 選擇包含醫(yī)療對象的圖像的簇。
7.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中自動化檢測步驟還包括基于簇評估來修改閾值濾波器的閾值。
8.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，測量步驟包括計算選擇的簇的中心、縱向中線和邊界框數(shù)據(jù)。
9.根據(jù)權(quán)利要求8所述的方法，其中，測量步驟還包括:對未濾波的2D圖像應(yīng)用中心、中線和邊界框數(shù)據(jù)；在醫(yī)療對象圖像周圍擴大邊界框區(qū)域；以及對這種2D圖像進行上采樣。
10.根據(jù)權(quán)利要求9所述的方法，其中，測量步驟還包括形成垂直于中線的多個橫截面圖像分布以及識別基本上平行于中線的醫(yī)療對象圖像邊緣。
11.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，只沿著垂直于中線的每一個橫截面圖像分布來執(zhí)行上采樣。
12.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，識別醫(yī)療對象圖像邊緣包括以分布強度范圍的固定百分率選擇每一個分布上的邊緣點。
13.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，分布的分布強度范圍是這種分布的最大和最小強度值之間的差。
14.根據(jù)權(quán)利要求12所述的方法，其中，分布強度值的固定百分率是約50%到55%。
15.根據(jù)權(quán)利要求14所述的方法，其中，分布強度值的固定百分率是約55%。
16.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，測量步驟還包括針對醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準來評估測得的族。
17.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，測量步驟還包括采用閾值濾波器的當前閾值作為用于后續(xù)圖像的閾值。
18.根據(jù)權(quán)利要求16所述的方法，其中，測量步驟還包括計算基本上平行于中線的邊緣的最小二乘法擬合表示。
19.根據(jù)權(quán)利要求18所述的方法，其中，測量步驟還包括:形成平行于中線的多個橫截面圖像分布；識別基本上垂直于中線的醫(yī)療對象圖像邊緣；以及計算基本上垂直于中線的邊緣的最小二乘法擬合表示。
20.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，其中，沿著平行于中線的每一個橫截面圖像分布來執(zhí)行上采樣。
21.根據(jù)權(quán)利要求19所述的方法，其中，測量步驟還包括:基于最小二乘法擬合邊緣來重新計算醫(yī)療對象圖像中心；以及確定2D圖像中的醫(yī)療對象圖像寬度、長度和梯形失真。
22.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，應(yīng)用測量校正的步驟包括校正平面外角度的醫(yī)療對象圖像測量結(jié)果。
23.根據(jù)權(quán)利要求10所述的方法，其中，測量步驟還包括:基于識別的醫(yī)療對象圖像邊緣來重新計算中線；重新形成垂直于重新計算出的中線的橫截面圖像分布；以及重新識別醫(yī)療對象圖像邊緣。
24.根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中，只沿著垂直于重新計算出的中線的每一個重新形成的橫截面圖像分布來執(zhí)行上采樣。
25.根據(jù)權(quán)利要求23所述的方法，其中，測量步驟還包括計算基本上平行于中線的邊緣的最小二乘法擬合表 示。
26.根據(jù)權(quán)利要求25所述的方法，其中，測量步驟還包括:形成平行于中線的多個橫截面圖像分布；識別基本上垂直于中線的醫(yī)療對象邊緣；以及計算基本上垂直于中線的邊緣的最小二乘法擬合表示。
27.根據(jù)權(quán)利要求26所述的方法，其中，測量步驟還包括:基于最小二乘法擬合邊緣來重新計算醫(yī)療對象圖像中心；以及確定2D圖像中的醫(yī)療對象圖像寬度、長度和梯形失真。
28.根據(jù)權(quán)利要求6所述的方法，其中，應(yīng)用測量校正的步驟包括校正平面外角度的醫(yī)療對象圖像測量結(jié)果。
29.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，通過對來自活體的呼吸信號的呼吸門控來選擇2D圖像的子集。
30.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括產(chǎn)生活體內(nèi)的解剖結(jié)構(gòu)的3D圖的步驟。
31.根據(jù)權(quán)利要求30所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D圖的步驟。
32.根據(jù)權(quán)利要求30所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D位置和取向的步驟。
33.根據(jù)權(quán)利要求30所述的方法，其中，解剖結(jié)構(gòu)是心臟結(jié)構(gòu)。
34.根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D圖的步驟。
35.根據(jù)權(quán)利要求33所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D位置和取向的步驟。
36.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，通過對來自活體的ECG信號的R波門控來選擇2D圖像的子集。
37.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，R波門控包括: 從活體獲取ECG信號； 將ECG信號數(shù)字化為數(shù)字ECG信號； 用帶通濾波器對數(shù)字ECG信號進行濾波，并且，對數(shù)字ECG信號應(yīng)用絕對值濾波，以產(chǎn)生濾波的ECG信號； 對于濾波的ECG信號的每一個序列值，將濾波的ECG信號與ECG跟蹤閾值(TT)進行比較； 如果濾波的ECG信號不大于TT，則遞增計數(shù)器，但是，如果濾波的ECG信號大于TT，則將計數(shù)器設(shè)置為O;以及 將計數(shù)器與預(yù)定的不應(yīng)計數(shù)RC進行比較，并且，如果計數(shù)等于RC，則輸出R波觸發(fā)。
38.根據(jù)權(quán)利要求37所述的方法，其中，通過應(yīng)用下述計算來確定TT:
TT=TTp+c2 (ST-TTp), 其中，TTp是TT的前一值，C2是常數(shù)，并且，ST是在前一預(yù)定時間段(tm)期間濾波的ECG信號的最大值的分數(shù)(C1)。
39.根據(jù)權(quán)利要求38所述的方法，其中，如果在預(yù)定的斷開期(tD)內(nèi)沒有發(fā)生R波觸發(fā)，則TT被設(shè)置為ST。
40.根據(jù)權(quán)利要求39所述的方法，其中，C1是約0.5，C2是約0.25，tm是約2秒，RC對應(yīng)于約90毫秒的時間段，并且，tD是約5秒。
41.根據(jù)權(quán)利要求39所述的方法，其中，tD在約2到10秒的范圍內(nèi)。
42.根據(jù)權(quán)利要求39所述的方法，其中，C1在約0.4到0.7的范圍內(nèi)。
43.根據(jù)權(quán)利要求39所述的方法，其中，C2在約0.15到0.8的范圍內(nèi)。
44.根據(jù)權(quán)利要求39所述的方法，其中，tm至少為約1.5秒。
45.根據(jù)權(quán)利要求39所述的方法，其中，不應(yīng)計數(shù)RC對應(yīng)于在約30至250毫秒的范圍內(nèi)的時段。
46.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，還通過對來自活體的呼吸信號的呼吸門控來選擇2D圖像的子集。
47.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，ECG信號包括多個ECG信道信號，并且，通過由均在不同的ECG信道信號上操作的多個信道R波門驅(qū)動的復(fù)合R波門來產(chǎn)生R波門控。
48.根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中，所述多個信道R波門中的每一個具有作為到觸發(fā)窗濾波器的輸入的輸出信號，并且，復(fù)合R波門的觸發(fā)輸出由來自信道R波門中的任何一個的輸出信號觸發(fā)，用于其它的信道R波門的所有的輸出信號在復(fù)合R波門被觸發(fā)之后的預(yù)定的時間段內(nèi)不觸發(fā)復(fù)合R波門。
49.根據(jù)權(quán)利要求48所述的方法，其中，觸發(fā)復(fù)合R波門的信道R波門輸出信號是在預(yù)定的時間段結(jié)束之后的第一接收信道R波輸出信號。
50.根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中，多個信道R波門中的每一個具有輸出信號，并且，每一個輸出信號是到其輸出是復(fù)合R波門的輸出的“或”門的輸入。
51.根據(jù)權(quán)利要求50所述的方法，其中，每一個信道R波門輸出信號包括對于由其對應(yīng)的信道R波門檢測到的每一個R波的預(yù)定持續(xù)時間的單脈沖，并且，復(fù)合R波門輸出由“或”門輸出的前沿觸發(fā)。
52.根據(jù)權(quán)利要求47所述的方法，其中，每一個信道R波門執(zhí)行下述步驟: 從活體獲取其對應(yīng)的ECG信道信號； 將其ECG信道信號數(shù)字化為對應(yīng)的數(shù)字ECG信道信號； 用帶通濾波器對其對應(yīng)的數(shù)字ECG信道信號進行濾波，并且，對其對應(yīng)的數(shù)字ECG信道信號應(yīng)用絕對值濾波，以產(chǎn)生對應(yīng)的濾波的ECG信道信號； 對于其對應(yīng)的濾波的ECG信道信號的每一個序列值，將濾波信號與ECG跟蹤閾值(TT)進行比較， 應(yīng)用計算TT=TTp+c2(ST-TTp),其中，！1；是1'1'的前一值，C2是常數(shù)，并且，ST是在前一預(yù)定的時間段(tm)期間的其對應(yīng)的濾波的ECG信道信號的最大值的分數(shù)(Cl)， 如果對應(yīng)的濾波的ECG信號不大于TT，則遞增對應(yīng)的計數(shù)器，但是，如果對應(yīng)的濾波的ECG信號大于TT，則將其對應(yīng)的計數(shù)器設(shè)置為O，以及 如果在預(yù)定的斷開期(tD)內(nèi)沒有發(fā)生信道R波觸發(fā)，則將TT設(shè)置為ST;以及 將其對應(yīng)的計數(shù)器值與預(yù)定的不應(yīng)計數(shù)RC進行比較，并且，如果其對應(yīng)的計數(shù)器值等于RC，則輸出信道R波觸發(fā)。
53.根據(jù)權(quán)利要求52所述的方法，其中，對于Cl、C2,tm、tD和RC，所述多個信道R波門中的每一個都具有相同的設(shè)置。
54.根據(jù)權(quán)利要求52所述的方法,其中,所述多個信道R波門中的每一個具有輸出信號，并且，每一個輸出信號是到其輸出是復(fù)合R波門的輸出的“或”門的輸入。
55.根據(jù)權(quán)利要求54所述的方法，其中，每一個信道R波門輸出信號包括對于由其對應(yīng)的信道R波門檢測到的每一個R波的預(yù)定持續(xù)時間的單脈沖，并且，復(fù)合R波門輸出由“或”門輸出的前沿 觸發(fā)。
56.根據(jù)權(quán)利要求36所述的方法，其中，R波門控通過具有與ECG信號相比較的閾值的R波門控過程來實現(xiàn)，并且，閾值與之前的R波觸發(fā)發(fā)生的ECG信號的電平無關(guān)。
57.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，其中，以這樣的速率處理圖像子集:產(chǎn)生用于在利用這種處理的介入醫(yī)療程序期間使用的3D醫(yī)療對象位置和取向。
58.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，其中，醫(yī)療對象是心臟導(dǎo)管。
59.根據(jù)權(quán)利要求58所述的方法，其中，導(dǎo)管是心臟消融導(dǎo)管。
60.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，其中，從由起搏器引線、除顫器引線、標測導(dǎo)管和支架構(gòu)成的組中選擇醫(yī)療對象。
61.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，還包括在檢測步驟之前的初始化步驟，并且，所述初始化步驟包括醫(yī)療對象圖像的兩視圖熒光透視測量和設(shè)置醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準。
62.根據(jù)權(quán)利要求61所述的方法，其中，對于子集中的每一個2D圖像，檢測步驟包括: 對2D圖像應(yīng)用閾值濾波器； 形成圖像像素的簇； 針對醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準來評估簇中的每一個；以及 選擇包含醫(yī)療對象的圖像的簇。
63.根據(jù)權(quán)利要求62所述的方法，其中，自動化檢測步驟還包括基于簇評估來修改閾值濾波器的閾值。
64.根據(jù)權(quán)利要求62所述的方法，其中，測量步驟包括計算選擇的簇的中心、縱向中線和邊界框數(shù)據(jù)。
65.根據(jù)權(quán)利要求64所述的方法，其中，測量步驟還包括:對未濾波的2D圖像應(yīng)用中心、中線和邊界框數(shù)據(jù)；在醫(yī)療對象圖像周圍擴大邊界框區(qū)域；以及對這種2D圖像進行上采樣。
66.根據(jù)權(quán)利要求65所述的方法，其中，測量步驟還包括形成垂直于中線的多個橫截面圖像分布以及識別基本上平行于中線的醫(yī)療對象圖像邊緣。
67.根據(jù)權(quán)利要求66所述的方法，其中，只沿著垂直于中線的每一個橫截面圖像分布來執(zhí)行上采樣。
68.根據(jù)權(quán)利要求66所述的方法，其中，識別醫(yī)療對象圖像邊緣包括以分布強度范圍的固定百分率選擇每一個分布上的邊緣點。
69.根據(jù)權(quán)利要求68所述的方法，其中，分布的分布強度范圍是這種分布的最大和最小強度值之間的差。
70.根據(jù)權(quán)利要求68所述的方法，其中，分布強度值的固定百分率是約50%到55%。
71.根據(jù)權(quán)利要求70所述的方法，其中，分布強度值的固定百分率是約55%。
72.根據(jù)權(quán)利要求66所述的方法，其中，測量步驟還包括針對醫(yī)療對象圖像尺寸限制標準來評估測得的族。
73.根據(jù)權(quán)利要求72所述的方法，其中，測量步驟還包括采用閾值濾波器的當前閾值作為用于后續(xù)圖像的閾值。
74.根據(jù)權(quán)利要求72所述的方法，其中，測量步驟還包括計算基本上平行于中線的邊緣的最小二乘 法擬合表示。
75.根據(jù)權(quán)利要求74所述的方法，其中，測量步驟還包括:形成平行于中線的多個橫截面圖像分布；識別基本上垂直于中線的醫(yī)療對象圖像邊緣；以及計算基本上垂直于中線的邊緣的最小二乘法擬合表示。
76.根據(jù)權(quán)利要求75所述的方法，其中，沿著平行于中線的每一個橫截面圖像分布來執(zhí)行上采樣。
77.根據(jù)權(quán)利要求75所述的方法，其中，測量步驟還包括:基于最小二乘法擬合邊緣來重新計算醫(yī)療對象圖像中心；以及確定2D圖像中的醫(yī)療對象圖像寬度、長度和梯形失真。
78.根據(jù)權(quán)利要求62所述的方法，其中，應(yīng)用測量校正的步驟包括校正平面外角度的醫(yī)療對象圖像測量結(jié)果。
79.根據(jù)權(quán)利要求66所述的方法，其中，測量步驟還包括:基于識別的醫(yī)療對象圖像邊緣來重新計算中線；重新形成垂直于重新計算出的中線的橫截面圖像分布；以及重新識別醫(yī)療對象圖像邊緣。
80.根據(jù)權(quán)利要求79所述的方法，其中，只沿著垂直于重新計算出的中線的每一個重新形成的橫截面圖像分布來執(zhí)行上采樣。
81.根據(jù)權(quán)利要求79所述的方法，其中，測量步驟還包括計算基本上平行于中線的邊緣的最小二乘法擬合表示。
82.根據(jù)權(quán)利要求81所述的方法，其中，測量步驟還包括:形成平行于中線的多個橫截面圖像分布；識別基本上垂直于中線的醫(yī)療對象邊緣；以及計算基本上垂直于中線的邊緣的最小二乘法擬合表示。
83.根據(jù)權(quán)利要求82所述的方法，其中，測量步驟還包括:基于最小二乘法擬合邊緣來重新計算醫(yī)療對象圖像中心；以及確定2D圖像中的醫(yī)療對象圖像寬度、長度和梯形失真。
84.根據(jù)權(quán)利要求62所述的方法，其中，應(yīng)用測量校正的步驟包括校正平面外角度的醫(yī)療對象圖像測量結(jié)果。
85.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，其中，通過對來自活體的呼吸信號的呼吸門控來選擇2D圖像的子集。
86.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，還包括產(chǎn)生活體內(nèi)的解剖結(jié)構(gòu)的3D圖的步驟。
87.根據(jù)權(quán)利要求86所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D圖的步驟。
88.根據(jù)權(quán)利要求86所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D位置和取向的步驟。
89.根據(jù)權(quán)利要求86所述的方法，其中，解剖結(jié)構(gòu)是心臟結(jié)構(gòu)。
90.根據(jù)權(quán)利要求89所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D圖的步驟。
91.根據(jù)權(quán)利要求89所述的方法，還包括在顯示裝置上顯示3D位置和取向的步驟。
92.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，其中，通過對來自活體的ECG信號的R波門控來選擇2D圖像的子集。
93.根據(jù)權(quán)利要求92所述的方法，其中，R波門控包括: 從活體獲取ECG信號； 將ECG信號數(shù)字化為數(shù)字ECG信號； 用帶通濾波器對數(shù)字ECG信號進行濾波，并且，對數(shù)字ECG信號應(yīng)用絕對值濾波，以產(chǎn)生濾波的ECG信號； 對于濾波的ECG信號的每一個序列值，將濾波的ECG信號與ECG跟蹤閾值(TT)進行比較； 如果濾波的ECG信號不大于TT，則遞增計數(shù)器，但是，如果濾波的ECG信號大于TT，則將計數(shù)器設(shè)置為O;以及 將計數(shù)器與預(yù)定的不應(yīng)計數(shù)RC進行比較，并且，如果計數(shù)等于RC，則輸出R波觸發(fā)。
94.根據(jù)權(quán)利要求93所述的方法，其中，通過應(yīng)用下述計算來確定TT:
TT=TTp+c2 (ST-TTp), 其中，TTp是TT的前一值，C2是常數(shù)，并且，ST是在前一預(yù)定時間段(tm)期間濾波的ECG信號的最大值的分數(shù)(C1)。
95.根據(jù)權(quán)利要求94所述的方法，其中，如果在預(yù)定的斷開期(tD)內(nèi)沒有發(fā)生R波觸發(fā)，則TT被設(shè)置為ST。
96.根據(jù)權(quán)利要求95所述的方法，其中，C1是約0.5，C2是約0.25，tm是約2秒，RC對應(yīng)于約90毫秒的時間段，并且，tD是約5秒。
97.根據(jù)權(quán)利要求95所述的方法，其中，tD在約2到10秒的范圍內(nèi)。
98.根據(jù)權(quán)利要求95所述的方法，其中，C1在約0.4到0.7的范圍內(nèi)。
99.根據(jù)權(quán)利要求95所述的方法，其中，C2在約0.15到0.8的范圍內(nèi)。
100.根據(jù)權(quán)利要求95所述的方法，其中，1至少為約1.5秒。
101.根據(jù)權(quán)利要求95所述的方法，其中，不應(yīng)計數(shù)RC對應(yīng)于在約30至250毫秒的范圍內(nèi)的時段。
102.根據(jù)權(quán)利要求92所述的方法，其中，還通過對來自活體的呼吸信號的呼吸門控來選擇2D圖像的子集。
103.根據(jù)權(quán)利要求92所述的方法，其中，ECG信號包括多個ECG信道信號，并且，通過由均在不同的ECG信道信號上操作的多個信道R波門驅(qū)動的復(fù)合R波門來產(chǎn)生R波門控。
104.根據(jù)權(quán)利要求103所述的方法，其中，所述多個信道R波門中的每一個具有作為到觸發(fā)窗濾波器的輸入的輸出信號，并且，復(fù)合R波門的觸發(fā)輸出由來自信道R波門中的任何一個的輸出信號觸發(fā)，用于其它的信道R波門的所有的輸出信號在復(fù)合R波門被觸發(fā)之后的預(yù)定的時間段內(nèi)不觸發(fā)復(fù)合R波門。
105.根據(jù)權(quán)利要求104所述的方法，其中，觸發(fā)復(fù)合R波門的信道R波門輸出信號是在預(yù)定的時間段結(jié)束之后的第一接收信道R波輸出信號。
106.根據(jù)權(quán)利要求103所述的方法，其中，多個信道R波門中的每一個具有輸出信號，并且，每一個輸出信號是到其輸出是復(fù)合R波門的輸出的“或”門的輸入。
107.根據(jù)權(quán)利要求106所述的方法，其中，每一個信道R波門輸出信號包括對于由其對應(yīng)的信道R波門檢測到的每一個R波的預(yù)定持續(xù)時間的單脈沖，并且，復(fù)合R波門輸出由“或”門輸出的前沿觸發(fā)。
108.根據(jù)權(quán)利要求103所述的方法，其中，每一個信道R波門執(zhí)行下述步驟: 從活體獲取其對應(yīng)的ECG信道信號； 將其ECG信道信號數(shù)字化為對應(yīng)的數(shù)字ECG信道信號； 用帶通濾波器對其對應(yīng)的數(shù)字ECG信道信號進行濾波，并且，對其對應(yīng)的數(shù)字ECG信道信號應(yīng)用絕對值濾波，以產(chǎn)生對應(yīng)的濾波的ECG信道信號； 對于其對應(yīng)的濾 波的ECG信道信號的每一個序列值，將濾波信號與ECG跟蹤閾值(TT)進行比較， 應(yīng)用計算TT=TTp+c2(ST-TTp),其中，！1；是1'1'的前一值，C2是常數(shù)，并且，ST是在前一預(yù)定的時間段(tm)期間的其對應(yīng)的濾波的ECG信道信號的最大值的分數(shù)(Cl)， 如果對應(yīng)的濾波的ECG信號不大于TT，則遞增對應(yīng)的計數(shù)器，但是，如果對應(yīng)的濾波的ECG信號大于TT，則將其對應(yīng)的計數(shù)器設(shè)置為0，以及 如果在預(yù)定的斷開期(tD)內(nèi)沒有發(fā)生信道R波觸發(fā)，則將TT設(shè)置為ST;以及 將其對應(yīng)的計數(shù)器值與預(yù)定的不應(yīng)計數(shù)RC進行比較，并且，如果其對應(yīng)的計數(shù)器值等于RC，則輸出信道R波觸發(fā)。
109.根據(jù)權(quán)利要求108所述的方法，其中，對于Cl、C2,tm、tD和RC，所述多個信道R波門中的每一個都具有相同的設(shè)置。
110.根據(jù)權(quán)利要求108所述的方法，其中，多個信道R波門中的每一個具有輸出信號，并且，每一個輸出信號是到其輸出是復(fù)合R波門的輸出的“或”門的輸入。
111.根據(jù)權(quán)利要求110所述的方法，其中，每一個信道R波門輸出信號包括對于由其對應(yīng)的信道R波門檢測到的每一個R波的預(yù)定持續(xù)時間的單脈沖，并且，復(fù)合R波門輸出由“或”門輸出的前沿觸發(fā)。
112.根據(jù)權(quán)利要求92所述的方法，其中，R波門控通過具有與ECG信號相比較的閾值的R波門控過程來實現(xiàn)，并且，閾值與之前的R波觸發(fā)發(fā)生的ECG信號的電平無關(guān)。
113.根據(jù)權(quán)利要求57所述的方法，還包括利用單個位置中的醫(yī)療對象多次捕獲、檢測、應(yīng)用幾何計算、應(yīng)用校正以及計算3D位置和取向的步驟，并且，對計算出的3D位置和取向數(shù)據(jù)進行平均，從而提高確定的精確度。
114.根據(jù)權(quán)利要求1所述的方法，還包括利用單個位置中的醫(yī)療對象多次捕獲、檢測、應(yīng)用幾何計算、應(yīng)用校正以及計算3D位置和取向的步驟，并且，對計算出的3D位置和取向數(shù)據(jù)進行平均，從而提聞確定的精確度。
【文檔編號】A61B5/06GK104023629SQ201280051842
【公開日】2014年9月3日 申請日期:2012年9月7日 優(yōu)先權(quán)日:2011年9月8日
【發(fā)明者】J·薩拉, B·貝蘭格, M·保爾瑪, D·布魯?shù)履峥? B·蘭格巴徹, D·G·杰森 申請人:Apn健康有限責任公司