信号进行滤波，并且，对数字ECG信道信号应用绝对值滤波器，以产生对应的滤波的ECG信道信号；(4)对于其对应的滤波的ECG信道信号的每一个序列值，将滤波信号与ECG跟踪阈值(TT)进行比较，(a)应用计算TT =TTp+c2(ST-TTp)，其中，TTP是TT的前一值，c 2是常数，并且，ST是在前一预定的时间段(tj期间的其对应的滤波的ECG信道信号的最大值的比率(Cl)，(b)如果对应的滤波的ECG信号不大于TT，则递增对应的计数器，但是，如果该ECG信号大于TT，则将其对应的计数器设置为0，并且(c)如果在预定的断开期(tD)内没有发生信道触发，则将TT设置为ST;以及
(5)将其对应的计数器值与预定的不应计数RC进行比较，并且，如果其对应的计数器值等于RC，则输出信道触发。在这些高度优选的实施例中的一些中，对于Cl、c2、t?、tD和RC，多个信道R波检测器中的每一个都具有相同的设置，并且，在其它这样的实施例中，多个信道触发信号中的每一个都是到其输出是复合R波检测器的触发输出的“或”门的输入。在这些实施例中的另一些中，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波检测器由“或”门输出的前沿触发。
[0050]在本发明的用于从得自于活体的ECG信号检测R波的方法的另一个方面中，所述方法包括将ECG信号与阈值进行比较，该阈值与检测到先前检测到的R波的ECG信号的电平无关。
【附图说明】
[0051]图1A和1B是示出多个导管和某些解剖结构的来自心脏介入程序的两个示例2D X射线图像。
[0052]图2是在前后图像获取位置具有C臂的常规X射线机的图示。
[0053]图3A示出定义程序套件的3D坐标的一组轴。该套件中的每一个元件具有可以由该坐标系中的坐标描述的位置。
[0054]图3B是从图2的X射线机的X射线源的输出的锥形形状和几何布置得到的几何放大的图示。
[0055]图4是用于使用单平面荧光透视系统确定诸如导管的对象的3D位置的本发明的方法的实施例的总体示意图。
[0056]图5是图4的方法的初始化和校准过程的示意描述。
[0057]图6是图4的方法的图像选择过程的示意描述。
[0058]图7、8和9 一起呈示图4的总体示意图的很多功能元件的详细的示意描述，其开始于图像簇的形状，以便定位候选导管尖端图像，并且，通过该过程，对导管尖端测量进行校正。图9是导管尖端图像的子像素统计边缘检测的方法或过程的实施例的详细的示意图。
[0059]图10是示出荧光透视系统几何结构对图像尺寸的影响的荧光透视图像。
[0060]图11是示出荧光透视系统几何结构对图像尺寸的影响的示图。
[0061]图12是用来产生用于图6的图像选择过程的心脏门控信号的本发明的R波检测器的示意描述。
[0062]图13A是示例数字化信道ECG信号x (tx)的4心跳部分。
[0063]图13B是通过用带通滤波器对来自图13A的χ^)进行滤波产生的中间数字ECG信号f(ti)的示例部分。
[0064]图13C是通过用绝对值滤波器对来自图13B的f (tx)进行滤波产生的滤波ECG信号g(ti)的不例部分。
[0065]图13D是被注释以示出在图12的本发明的R波检测器内的某些步骤的图13C的信号gaj的2心跳部分。
[0066]图14A是使用多个信道R波检测器作为到“或”门的输入的复合R波检测器的实施例的示意描述。
[0067]图14B是图14A的复合R波检测器的操作的时间线图。
[0068]图15A是使用多个信道R波检测器作为输入的复合R波检测器的可替换实施例的示意描述。
[0069]图15B是图15A的复合R波检测器的操作的时间线图。
[0070]图16A是包括心脏导管的活体中的多个对象的示例2D X射线图像。
[0071]图16B示出通过对图16A的示例图像应用阈值滤波器产生的图像。
[0072]图17示出用来计算阈值图像中的像素簇的中心的方法的一个实施例。
[0073]图18示出用来计算阈值图像中的像素簇的纵向中线的方法的一个实施例。
[0074]图19A和19B示出图18的方法的两种情况。图19A示出图像簇总体沿着x轴的情况。图19B示出图像簇总体沿着y轴的情况。
[0075]图20示出包含簇图像的边界框。
[0076]图21是作为被识别和测量为导管尖端的候选的簇的图像。示出用来实现本发明的方法内的测量的分布。
[0077]图22示出图21中示出的示例分布中的一种分布。
[0078]图23是对数字图像进行上采样的一种方法的计算的示图。
[0079]图24是示出子像素统计边缘检测的步骤的图21的图像的放大。
[0080]图25是与图24中示出的相同的放大，示出如在图24中应用的子像素统计边界检测的结果。
[0081]图26A是表示X射线机的投影几何结构并示出在这种机器中发生的径向延长失真的示图。示出球形对象的成像。
[0082]图26B是扩展图26A的示图以包括柱形导管尖端的成像的进一步示图。
[0083]图27是示出沿着强度分布的边缘点确定的枢轴点特性和几个理想化的簇分布的示图。
【具体实施方式】
[0084]单平面透视在包括导管和引线的操作期间向医师提供患者的2D动画视图。使用这种系统，不管医师的经验、患者的位置和导管相对于解剖特征的位置如何都确定导管的不精确的3D位置。本发明详述图像分析算法的使用，以只使用2D荧光透视确定3D空间中的导管尖端的位置。(尽管可以使用任何不透射线仪器，但是，本文中呈示的实施例利用心脏导管尖端作为3D位置估计的感兴趣点。)
[0085]如上所述，希望实现至少±4mm的z轴确定精确度。为了实现这样的精确度，已经确定在测量医疗对象尺寸时需要的精度是约0.023mm(对于典型的导管尺寸和检测器几何结构)。由于本文中公开的本发明的方法使用由一系列边缘点形成的两个边缘来估计对象尺寸，所以对于每一点需要的误差是此的一半(0.023mm/2 = 0.011mm)。对于具有1000x1000像素的分辨率和20x20cm的面积的典型的检测器，每一个像素是200mm/1000像素=0.2mm/像素。与0.011mm的精度相对应的像素的分数是0.011/0.2 = 0.05像素(约一个像素的二十分之一)。
[0086]图4是用于使用单平面荧光透视系统确定诸如导管的对象的3D位置的本发明的方法的实施例20的总体示意图。为了方便起见，此后的本发明的系统被称为导管尖端3D位置系统，并且，在本文中将被称为C3DLS，以缩短该术语。术语“系统”在该术语的广泛使用中被用来描述方法，因为该方法主要由构成系统的软件实现。术语“过程”和“功能元件”以及在示意图中的各个元件中提及的特定术语在描述本发明的方法或系统的操作或方法步骤时在本文中被可互换地使用。
[0087]C3DLS 20包括产生可用作数字图像流的一系列序列2D荧光透视图像的常规的单平面荧光透视系统10的使用。产生这种图像的速率可以是典型的速率，例如，每秒7.5或15个图像(帧)，但是，这种速率不应当限制本发明的范围。(X射线系统能够每秒产生较低和较高速率的图像。)这种流中的图像可用于由C3DLS处理，并且，在功能元件23中通过图像选择过程来选择。对于元件23的图像选择过程的进一步的细节在图6中被找到并稍后在本文中被描述。图像选择过程23确定哪些图像将由C3DLS 20处理。
[0088]示例性图像是8位字节的1000x1000阵列，每一个像素一个字节，其中，每一个字节保持从0到255的范围内的强度值。另一个示例是具有表示每一个像素的两个字节(16位)的从0到4095的范围中的12位像素强度值的512x512阵列。对于每一个图像帧，还需要和输入左/右角度和颅/尾角。这些示例不应当是限制性的；其它数据格式也是可能的。
[0089]C3DLS 20的其余部分包括对已经通过图像选择过程23选择的图像的处理。对于这些处理步骤的开始点在图4中被标记为点B，从而这一点可以在后续的图中被理解。这同样适用于图4至9中的点A-G。
[0090]C3DLS 20包括自动化过程，通过该自动化过程，导管尖端被找到并被识别为已经通过图像选择过程23选择的图像内的导管尖端；该过程24(用括号指示)包括C3DLS 20中示出的两个功能元件作为簇形成25和导管尖端识别27，并且，参照图7被更加详细地描述，通常具有功能块131-145。簇形成25是这样的过程，通过该过程，图像中的邻近的像素作为表示感兴趣对象的可能的组相互关联。可以是导管尖端的对象在图像内形成这种组(簇)。导管尖端识别27是这样的过程，通过该过程，适当的簇被确定为导管尖端的图像。
[0091]C3DLS 20包括功能元件29中的导管尖端的测量和功能元件31中的这种测量的进一步的细化。导管尖端测量的校正31涉及几个本发明步骤，并且，表示本发明中的另一个重要的概念。稍后在本申请中参照图7至9呈示进一步的细节，其开始于图7的功能块147并包括图8和9的全部。
[0092]然后，C3DLS 20前进到功能元件33，以基于导管尖端的精确测量来确定导管尖端的3D坐标和取向，在该确定中使用荧光透视系统10的几何结构。
[0093]在现在知道导管尖端的3D位置和取向的情况下，这种信息可供临床医生以各种方式使用。功能元件35表示以各种方式显示这种数据，其中有简单的坐标显示，其示出导管尖端的深度(z坐标)，使得临床医生可以在观看X和y图像信息时知道深度。但是，还可以使用提供这种数据的很多其它的方式，包括3D标测数据的产生和显示，使得临床医生能够可视化各种解剖结构，以便有助于介入程序。
[0094]下面的节更加详细地描述C3DLS 20。在本发明中涉及的概念当中，本发明考虑2D荧光透视图像的固有特性，并且，使用高端计算算法来解决3D空间中的导管深度(z坐标)的问题，在常规的X射线系统中丢失了该数据。
[0095]由于荧光透视图像是投影，所以它们是成像体积的表示，其中，基于X射线源11、被成像的解剖结构和X射线检测器13的相对位置，根据精确的几何规则，成像的3D解剖结果被变换为2D投影图像。由此，由于X射线源11离在台子12上的被成像解剖结构的有限距离，所以X射线投影成像包括固有的投影失真。结果，更靠近源11的对象比投影图像中的更远离源11的对象被放大得更多。
[0096]图10和11描绘了荧光透视系统10的这种锥形投影和由此获得的图像。图10示出具有永久起搏器引线115和117的荧光透视图像113。两个ECG贴片119P和附属引线119L被示出在图像113中。由于这两个贴片119P和引线119L位于相同的z位置，所以它们的尺寸没有差异。但是，在图13中还示出两个导管121和123。导管121和123是相同的导管，但是，导管121比导管123大地出现在图像113中，因为导管121位于患者胸部的后面，导管123位于胸部的前面。导管121由此更靠近X射线源，从而，由于从荧光透视系统10的几何结构存在的圆锥投影或梯形失真效果而导致导管121和123的图像的放大率不同。
[0097]图11提供进一步的图示，从而描绘由锥形投影产生的图像的示意表示。X射线以锥形束从X射线源11发出，中心轴CA从其通过。两个点P1和P2分别位于离2D荧光透视系统10的中心轴CA的距离xl和x2处。xl和x2在离中心轴CA的相等的距离。P1和P2也分别位于离患者台子12的距离zl和z2处。在本示例中，虽然xl和x2相等，但是，在X射线检测器13上的图像中的对应点的X位置XI和X2不同。XI大于X2，该差异图示了 2D荧光透视图像中的失真。
[0098]在目标对象(例如，人体)中没有经过光电吸收或康普顿散射的锥形束中的那些X射线到达检测器13，以形成主2D辐射图像。到达检测器13的X射线光子的空间图案中的主图像信息源自:随着主X射线沿着其直线路径传播，由患者内部的每一层、结构和装置(例如，肺、心脏、椎骨、导管)提供的不同的增量衰减。该衰减遵循公知的指数衰减过程。另夕卜，作为主X射线产生的康普顿散射中一些通过患者，也到达检测器13。这些X射线不携带实用信息，减少解剖结构内部的对象的表观对比度，并且添加到图像中的量子X射线噪声。
[0099]X射线检测器13将入射到其上的X射线的空间图案转换为数字图像。该数字图像通常被处理、存储和显示。另外，数字图像中的信息被用来控制X射线发生器，该X射线发生器又激励X射线管。通常，荧光透视系统10包括自动亮度控制(ABC)，该自动亮度控制(ABC)用来控制系统10以缩放数字图像，使得数字图像的平均强度将为数字图像强度尺度的约50%或稍微低于50%，例如，在0到255(8位图像强度尺度)的检测器范围内的100的平均强度。心脏区域中的亮度值可能是约100，在肺中的值超过200，并且，在脊柱中的值为约25。根据图像中的散射的量和束谱，导管电极尖端的图像中的强度值可能接近0或略尚ο
[0100]一般地，由于较高的信噪比(SNR)，图像的强度级别越高，图像质量就越高。但是，所有的其它东西都是相等的，图像SNR越高，到患者的辐射剂量就越高。因此，X射线系统的每一个成像模式提供图像质量(SNR)和患者剂量之间的折中。由于复杂的心脏介入程序所需的荧光透视时间的量，临床医生以提供充足成像的最低的患者剂量和图像SNR级别操作。这又意味着，典型的荧光透视图像是“有噪声的”，即，意味着由于随机的X射线量子噪声而导致在每一个图像元素(像素)中存在强度级别的显著的统计变化。
[0101]荧光透视系统10可以控制的因素包括束能量谱、束强度(对于给定的束谱)和曝光时间。系统10的操作者通常具有选择荧光透视成像速率(以每秒的图像数量测量)的能力。对于本发明包括的心脏应用，可用速率可能通常在每秒3.75至30图像的范围。由每一种身体组织提供的衰减的程度和在患者内放置的装置由组织或材料成分、其密度和X射线束谱确定。由于X射线系统自动地调整束谱，在其它因素当中，为了实现期望的图像SNR，由此得出，在身体内放置的装置的衰减以及因此其相对于图像中的相邻区域的对比度将根据患者的尺寸、特定的成像场景和系统10的各种设置来改变。取决于患者尺寸、成像视场、患者离检测器13的距离和其它因素的图像场景中的X射线散射的量也影响身体内成像的装置的对比度。
[0102]再次参照图4，功能元件21包括对C3DLS 20进行初始化和校准的步骤。图5是初始化和校准步骤21的更详细的示意表示。图5包括荧光透视系统10A，以附图标记10A而不是10标记，以指示单平面荧光透视系统10在初始化和校准步骤期间在两个不同的C臂8角度位置中使用，以便产生两个2D X射线图像来捕获z坐标信息。(术语“两视图荧光透视”用来将其与双平面荧光透视区分开，在双平面荧光透视中，附加硬件被包括在内，以便以产生第一图像相同的距离在不同于第一平面的屏幕中产生第二 2D X射线图像。)本发明的重要目的在于使用最简单的荧光透视系统硬件(例如，图2中的系统10)提供3D位置和取向信息。两视图荧光透视是指在第一 C臂8角度位置中首先产生2D X射线图像并然后在将常规的单平面荧光透视系统10的C臂8旋转到第二角度位置之后产生(在相同位置中的相同对象的)第二 2D X射线图像的过程。图像选择过程23起到在初始化和校准过程中捕获和选择所需的特定图像的作用。图像选择23被自动地或手动地控制，以通过C3DLS20供应用于处理的期望的数字图像。
[0103]为了对C3DLS 20进行初始化和校准，使用图5中示出的两视图荧光透视作为功能元件39来测量导管尖端的有效的X射线尺寸(两视图投影