R波检测方法
【专利说明】R波检测方法
[0001]本申请是基于申请号为201280052033.X、申请日为2012年9月7日、发明名称为“ R波检测方法”的专利申请的分案申请。
[0002]相关申请
[0003]本申请要求于2011年9月8日提交的美国临时申请61/573，557和于2011年10月17日提交的美国临时申请61/627，728的权利，这些美国临时申请的全部内容以引用的方式合并于此。
技术领域
[0004]本发明总体上涉及心脏信号处理，更具体地涉及分析ECG信号以检测QRS复合波的系统。
【背景技术】
[0005]在荧光透视成像系统的背景中描述本发明，可选地，该荧光透视成像系统可以使用心脏门控信号来基于心脏周期数据从其图像流选择某些图像。
[0006]解剖标测系统提供感兴趣的心腔中的导航导管的三维位置，并且，在一些情形下，还可以被用来构造心腔的3D图。但是，获取和操作这些系统都非常昂贵。因此，这些系统仅仅在介入程序期间使用的少数实验室中可用，并且，这些系统中的一些可能需要特别设计的导管，例如，具有内置传感器的导管。
[0007]常规的荧光透视系统可在用于对导管和其它仪器成像和实时导航和用于在介入程序期间放置引线和支架的所有的成像的心脏介入实验室中使用。除了初始获取成本以夕卜，这种系统几乎不需要持续的操作成本。此外，常规的荧光透视系统能够使任何类型的导管可视化。
[0008]图1A和1B示出在房颤消融程序期间从常规的荧光透视系统获得的图像的两个示例。在图1A和1B中示出标测和消融导管2、被安置在食道(在心脏后侧)内的食道探头3、多电极筐导管4和冠状静脉窦导管5。这些导管包括无线电波吸收材料，并且，相比于诸如肺6和心脏轮廓7的生物组织提供良好的图像对比度。X射线在肺中的衰减劣于心脏的衰减，因为，肺被填充有空气，并且，其密度小于正常解剖组织。尽管有在不同取向上的各种结构和导管的位置，但在这些图像中没有可辨的不同导管的深度(z轴)信息。
[0009]如图1A和1B所示，由常规系统产生的荧光透视图像具有不能提供3D图像数据的局限性。双平面荧光透视(来自两个不同方向的两个2D视图)可以被用来确定诸如导管的对象的相对位置。但是，它的用处由于成本和过度的辐射而受限，并且，介入实验室中只有1%至2%具有执行双平面荧光透视的能力。
[0010]图2示出用来获取2D荧光透视图像数据的常规荧光透视系统10。用于常规荧光透视的成像过程涉及将X射线束发送通过台子12上的患者(未示出)的X射线源11。通过致动控制板15上的脚踏板9来开始产生X射线，该控制板15被连接到(连接未示出)荧光透视系统10。X射线检测器13可以是平板检测器或图像增强器/摄像机组件，其接收透过患者的X射线并将X射线能量转换为图像。X射线源11和X射线检测器13被安装在C臂8的相对端上。在适当的时候，检测器13使用X射线检测层和光电子转换层(例如，光电二极管或电子收集层)来执行转换，该X射线检测层在被X射线刺激时产生光或释放电子，其中，与每一个图像元素(像素)中的X射线信号强度成比例的电荷信号被收集。然后，模拟数字转换产生数字图像。无论X射线检测器是什么样，然后，所得到的数字图像都被处理，可能被存储，并且被显示在屏幕14上。控制板以15示出。然后，可以在计算机显示器14上显示图像。
[0011]图3A示出用于荧光透视系统10的坐标系。z轴被限定为从X射线源11到X射线检测器13的中心。X射线(与荧光透视仪可互换地使用)台子12限定X轴和y轴。这三个轴用实线示出。这些轴的交点是在由轴x、y和z限定的3D空间的(0，0，0)处的中心，即，原点。由于C臂8能够移动，所以在C臂8被定向在如图2所示的垂直位置或PA位置(前后位置)时在此处限定z轴。
[0012]X射线源11包括阴极和阳极。电子与产生形成锥形束的X射线光子的阳极材料相互作用。该束由准直器叶片控制，以限制患者的辐射暴露。X射线光子沿直线传播，在精确的位置处在X射线检测器13上形成图像，该精确的位置表示X射线从源11的发射点到检测器13中的该位置(图像中的像素)的沿路中所有遇到的物质。该像素的强度由沿着该路径遇到的材料(组织、造影剂、介入工具)的类型和量限定。X射线束的衰减随着穿过的组织的原子数和密度而变。对于X射线图像分辨率的当前商用标准是约0.2mm x0.2_。
[0013]由于荧光透视图像是投影，所以它们表示3D解剖结构的成像体积。基于X射线源11、患者解剖结构和检测器位置在Z方向(平行于穿过中心0的中心射线)上的位置，根据精确的几何规则，将该体积转换为X射线检测器13上的2D投影图像。由于X射线源11离被成像的解剖结构的有限距离，所以X射线投影成像体现了固有的失真。结果，更靠近X射线源11的对象在检测到的图像中比更远离X射线源11的对象被放大得多，在不知道感兴趣对象沿着z轴的位置(或先验尺寸)的情况下无法解决这些模糊。
[0014]图3B是从X射线机10的X射线源11的输出的锥形形状和几何布置得到的几何放大率的图示。图3B示出包括源11、台子12和检测器13的X射线机10的几何结构的简单的2D表示。具有宽度\的对象在检测器13上形成具有图像宽度^的图像。(为了简单起见，这种对象和图像也分别被称为参考标识符I和w1<3 )对象位于离源11的距离SOD (源至对象距离)处，并且，检测器13位于离源11的距离SID(源至图像距离)处。通过简单的几何学，《1与w。之比等于SID与S0D之比。因此，这种布置的几何放大率Μ是M = SID/SOD ο
[0015]在名称为“3DModel Creat1n of Anatomic Structures Using Single-PlaneFluoroscopy”的美国专利申请N0.12/885, 710中，公开了一种用于使用单平面焚光透视估计诸如导管尖端的感兴趣点的3D坐标的算法。该算法通过如下来计算3D位置估计值:(1)确定初始的导管尖端位置的3D坐标；(2)使导管前进小的测量量，并且获得荧光透视图像；
(3)测量导管尖端的初始位置和图像中的位置之间的导管尖端的位置变化；(4)计算在X和y方向上的导管尖端位置的实际(物理)变化；(5)基于X和y上的导管尖端位置的变化和荧光透视图像的几何结构来计算导管尖端的3D位置；以及(6)重复这些步骤，以产生导管尖端的一系列3D位置。该算法取决于知道导管尖端的初始3D坐标和将导航前进小的可测量的量以能够假设导管尖端在直线上移动。该假设允许使用直线距离公式来计算连续的感兴趣点位置的3D坐标。最初的模型试验已经表明在满足假设时现有的算法是合理的(误差〈8_)。但是，在一些情景中，对于导管前进的约束太严以至于不能减少3D位置误差。
[0016]在 Internat1nal Journal of B1medical Imaging, Vol.2010, ArticleID 631264 上发布的 Pascal Fallavollita 的标题为“Is Single-View FluoroscopySufficient in Guiding Cardiac Ablat1n Procedures ?” 的文章描述了使用 X 射线系统几何结构和成像滤波及图案识别技术来估计导管尖端的深度(z轴坐标)的系统。本发明相对于Fallavol 1 ita的方法是一个显著的改进，实现了提高的精确度，并以自动化的方式这样做，以避免对临床医生的额外的要求。本发明识别在荧光透视系统内存在的线索，并且，使用复合计算算法来识别导管的3D位置。荧光透视图像中的像素值受平面外角度、深度和离中心射线的距离的影响，并且，考虑这些和其它的特性来确定导管尖端的3D位置的更加精确的估计值。在确定了导管尖端的3D位置的情况下，产生各种3D图，例如，激活和电压。
[0017]对于可用的方法，希望在荧光透视环境中确定3D坐标的方法的z轴精确度应该实现±4mm的深度(z坐标)精确度。例如，因为由心脏消融导管形成的典型的病变可能是直径为约4-6_，所以至少希望这样的精确度；从而，为了本发明的方法在这种介入程序期间可用，希望该量级上的定位精确度。
[0018]发明目的
[0019]本发明的目的在于提供一种产生对于在来自活体的ECG信号内发生的R波的精确指示的R波检测器。
[0020]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种提供心率的非常精确的指示的R波检测器。
[0021]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种可靠地检测具有宽变化特性的ECG信号中的R波的R波检测器。
[0022]本发明的另一个目的在于提供一种以独立于检测到先前检测到的R波的ECG信号的电平的阈值操作的R波检测器。
[0023]本发明的另一个目的在于提供一种以超低率的假阴性和假阳性检测检测R波的R波检测器。
[0024]本发明的R波检测器的另一个目的在于提供一种能够产生可靠的门控信号给医疗成像系统的R波检测器。
[0025]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种能够可靠地从有噪声的ECG信号检测R波的R波检测器。
[0026]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种具有低计算要求且自动地以最小的延迟操作的R波检测器。
[0027]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种在单个ECG信号信道上操作的R波检测器。
[0028]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种能够通过利用多个ECG信号信道来提供进一步提尚了的精确度的R波检测器。
[0029]本发明的R波检测器的另一个目的是提供一种提供持续的ECG信号连接的可靠指示的R波检测器。
[0030]根据下面的描述和附图，本发明的这些和其它目的将是清楚的。
【发明内容】
[0031]本发明是一种用于从得自于活体的ECG信号检测R波的方法。所述方法包括如下步骤:(a)从活体获取ECG信号；(b)将ECG信号数字化为数字ECG信号；(c)用带通滤波器对数字ECG信号进行滤波，并且，对数字ECG信号应用绝对值滤波器，以产生滤波的ECG信号；(d)对于滤波的ECG信号的每一个序列值，将滤波的ECG信号与ECG跟踪阈值(TT)进行比较；(e)如果滤波的ECG信号不大于TT，则递增计数器，但是，如果滤波的ECG信号大于TT，则将计数器设置为0 ;以及(f)将计数器与预定的不应计数RC进行比较，并且，如果计数等于RC，则输出指示已经检测到R波的R波触发。
[0032]本发明的一个重要应用是提供门控信号给荧光透视成像系统以选择具有最少的运动伪影或者相对于心动周期处于特定的相位的解剖结构的图像。本文中公开的本发明的R波检测器在作为其发明人包括本发明的发明人的同时提交的专利申请的主题的这种荧光透视成像系统的背景中被描述。
[0033]展示本文中使用的某些术语的定义将有助于理解本发明。
[0034]如本文中使用的术语“不透射线医疗对象”是指基本上不透射线并且具有固定的尺寸的各种医疗仪器、工具、插件等，例如导管尖端、起搏器和除颤器导线、支架、较大的医疗对象的可识别部分等。本文的大部分在确定心脏导管尖端的位置和取向的背景中描述本发明。但是，本实施例不应当是限制性的；本发明可适用于各种各样的不透射线医疗对象，并且，对象类型和示例对象的特定列表也不应当是限制性的。术语“不透射线医疗对象”有时在本文中被简称为“医疗对象”。
[0035]如本文中使用的，术语“单平面荧光透视”是指荧光透视系统以在程序期间拍摄所有的图像的固定的角度的操作。本发明是用于3D重建在人体的区域(例如，心腔)内移动时的导管的位置的方法。虽然本发明涉及只使用一个固定的角度来产生图像，如本文中稍后描述的，但是，本发明可以包括用于独立地评价深度的两个视图以用于初始化。
[0036]如本文中使用的术语“两视图荧光透视测量”是指使用在C臂的不同角度处拍摄的两个荧光透视图像的Ρ0Ι 3D位置确定。
[0037]如本文中使用的术语“形成图像像素的簇”是指这样的过程，通过该过程，图像中的像素被分组在一起或者相互关联，作为感测的医疗对象的可能的图像。
[0038]如本文中使用的术语“像素级几何计算”是指保持原始像素强度值且允许对像素强度值执行统计计算的计算。像素级几何计算稍后在本文中被更详细地描述。
[0039]如本文中使用的术语“有效X射线尺寸”是指以一致的方式测量的尺寸，使得即使这些尺寸不等于被测量的不透射线医疗对象的实际物理尺寸，有效尺寸也被一致地感测，并且因此，在测量过程中可以被依赖。下面在本文中包括对有效X射线尺寸的进一步讨论。
[0040]如本文中使用的术语“梯形失真”是指由于平面外取向角而导致的图像宽度的变化。
[0041]如本文中使用的术语“不应计数(refractory count) ”是指对应于一时间段的计数。对于如何确定该时间段不应当有限制，即，它不必由计数器确定。
[0042]如本文中使用的术语“触发窗滤波器”是指这样的过程，通过该过程，到这种滤波器的输入基于由该滤波器接收到的其它输入而在特定的时间窗(锁定期)期间被忽略。
[0043]如本文中使用的术语“或门”是指执行逻辑“或”运算的装置或过程。该运算对于仪器领域中的技术人员来说是公知的。
[0044]术语“位置”和“地点”在本文中可互换地用来指诸如导管尖端或其它成像结构的对象的3D坐标。
[0045]在某些实施例中，通过应用下述的计算TT = TTp+c2(ST-TTp)来确定TT，其中，TTP是TT的前一值，c2是常数，并且，ST是在前一预定的时间段(tj期间的滤波的ECG信号的最大值的比率(Cl)。在一些这样的实施例中，如果在预定的断开期(tD)内没有发生R波触发，则TT被设置为ST。在一些优选实施例中，Cl是约0.5，c 2是约0.25，t ?是约2秒，RC对应于约90毫秒的时间段，并且，tD是约5秒。在某些实施例中，t D是在约2至10秒的范围内。在其它的实施例中，(^可以在约0.4至0.7的范围内，(:2可以在约0.15至0.8的范围内，k可以至少为约1.5秒，并且，不应计数RC可以对应于在约30至250毫秒的范围内的时段。
[0046]本发明的另一个方面是一种用于从得自于活体的ECG信号检测R波的方法，其中，ECG信号包括多个ECG信道信号，所述方法包括如下步骤:(1)提供多个信道R波检测器，每一个信道R波检测器处理多个信道ECG信号中的不同信号，以产生多个信道触发信号中的不同的信道触发信号；以及(2)将每一个信道触发信号输入到复合R波检测器，以产生复合R波触发。本发明的复合R波检测器比多个信道R波检测器中的每一个更加精确地检测R波。
[0047]在一些优选实施例中，所述多个信道触发信号中的每一个是到触发窗滤波器的输入，并且，复合R波检测器的复合触发输出由来自信道R波检测器中的任何一个的信道触发信号触发，用于其它信道R波检测器的所有的信道触发信号在复合R波检测器触发输出被触发之后的预定的时间段内不触发复合R波检测器。在这些实施例中的一些中，触发复合R波检测器的信道触发信号是在预定的时间段结束之后的第一接收信道触发信号。
[0048]在其它的优选实施例中，多个信道触发信号中的每一个是到其输出是复合R波检测器的触发输出的“或”门的输入，并且在这些优选实施例中的一些中，每一个信道触发信号包括对于由其对应的信道R波检测器检测到的每一个R波的预定持续时间的单脉冲，并且，复合R波检测器触发输出由“或”门输出的前沿触发。
[0049]在高度优选的实施例中，多个信道R波检测器中的每一个执行如下步骤:(1)从活体获取其对应的ECG信道信号；(2)将其对应的ECG信道信号数字化为对应的数字ECG信道信号；(3)用带通滤波器对其对应的数字ECG信道