计算)。确定有效的X射线尺寸是C3DLS 20中的重要步骤。导管可以被涂敷弹性材料层，其根据导管不同而厚度不同，并且，可能具有与导管的其它部分(例如，金属部分)不同的吸收X射线能量的能力。其与导管制造工艺变化的存在一起意味着，(1)不能基于制造者模型号针对实际导管尺寸(例如，直径)进行假设；以及(2)物理卡尺测量不足以表征特定的导管将如何出现在X射线图像中。
[0104]功能元件39的测量通过将导管放置在X射线源11和X射线检测器13之间的台子12上(例如，以其无菌包装在患者的顶部或者直接在台子12上)而执行，并且，来自不同的已知的C臂8角度位置和几何结构的两个图像通过视频获取在功能块37中被获取。使用从两个不同角度拍摄的相同对象的两个2D图像的数据来确定导管的3D坐标和有效尺寸的分析方法是数学领域的技术人员所公知的，其涉及具有双未知数的三个方程的超定系统。一种这样的方法利用最小二乘法的方法。一般地，由于图像内的像素化，交点(x，y，z)将不精确地相同。因此，这种统计方法适用。
[0105]为了这种分析提供对有效的X射线尺寸的精确估计，在两个图像内识别的导管尖端的点(x，y，z)必须与物理地在导管上的相同点相关；否则，在分析背后的假设是不正确的，将会导致错误的结果。已经发现，导管尖端图像的大致矩形区域的中心和该区域的四个角落是用于这种确定的好点。
[0106]导管直径是在C3DLS 20内使用的重要尺寸。有效的X射线直径是导管尖端直径的值，当被应用于从2D荧光透视图像中的测得的导管尖端图像进行的深度计算时，该值提供最精确的无偏结果。使用有效的X射线尺寸显著地减少了测量偏差，因为使用将在后续单视图测量中发生的相同的测量偏差来计算其确定。由于已知在这两个视图中的每一个中包括的几何放大因素，所以任意一个视图可以用来计算有效的X射线直径，或者，为了提高的精确度，可以使用两个或更多个值的平均值。
[0107]从2D图像测量导管尖端易受来自几个源的偏差，其包括X射线管焦斑半影、图像处理(例如，边缘增强)和应用于图像中的导管尖端的强度分布的阈值的选择。例如，焦斑半影使导管尖端的边缘模糊，从而更难定义精确的边缘。X射线检测器13由于检测器13内的信号的横向色散和检测器元件为有限尺寸(例如，140-200微米)而引入导管尖端图像边缘的一定模糊。此外，使用阈值来估计图像内的导管尖端的边缘的位置。该阈值是导管尖端图像的暗区域和暗图像周围的较亮的背景区域之间的强度值。该特定的阈值被选择以对背景噪声不会过度敏感，但是，可能是误差源。
[0108]这些偏差存在于用两个视图图像以导管尖端深度进行的测量中，但是，随着C3DLS过程进行而还存在于所有的其它的后续导管尖端宽度测量中，从而，后续测量偏差往往会通过使用有效的X射线尺寸被取消。例如，以与两视图图像相同的深度进行的导管的任何测量应该是无偏差地相同。此外，在使用C3DLS 20在身体中的心脏或其它器官内导航中可能遇到的深度范围内，偏差不应该显著地改变。在介入电生理程序中，导管尖端的移动可能在离其初始深度的±3cm的范围中。由于源11与图像13的距离通常在100-120cm的范围中，所以深度偏移的范围相对较小。
[0109]确定导管尖端的有效的X射线尺寸的过程39还包括识别这两个图像内的导管尖端图像。该识别可以通过用户交互或者通过自动化识别步骤来进行。这种自动化步骤稍后在本文中作为C3DLS过程中的步骤被描述，并且，在所需的初始化和校准内被应用。由于自动化是本发明的主要目的，所以自动化导管尖端图像识别是初始化和校准内的优选方法。
[0110]初始化和校准内的其它步骤包括设置用于最大和最小导管尖端图像面积的标准(步骤41A)和设置用于最大导管尖端图像长度的标准(步骤41B)。这些量和关系中的每一个稍后用于在C3DLS 20内进行的计算中，并且，稍后将在本文中被讨论。
[0111]尽管任何或全部顺序地获得的图像可以被分析和使用，但是，用于C3DLS过程的重要部分是选择哪些图像帧由C3DLS 20内的算法处理。由于(1)患者的物理移动(例如，周期性的心脏和呼吸运动以及其它运动，例如，病人或设备的重新定位)和(2)计算机的处理速度，并没有处理所有的图像。对于周期性的运动，希望在C3DLS 20内处理的图像在这些运动内以相同的相位被捕获，并且，C3RDS 20的计算结果被实时地显示给临床医生。为了选择这些运动内以相同的相位的图像，可以利用这样的处理，通过该处理，在相对较小运动的时段期间选择图像。这种处理被称为门控。
[0112]再次参照图4，在初始化和校准21之后由C3DLS 20处理的每一个2D图像从被输入到功能元件23的数字图像的序列流选择。数字图像流可以通过被表示为视频获取37的多个不同的硬件配置产生。本发明的一个目的在于提供一种可以与各种各样的常规的2D X射线机一起使用的系统，其视频输出可能明显地变化。满足这种需要的一种方法是从用来驱动X射线图像的显示的信号获取数字图像。这种方法对于计算机和成像硬件领域的技术人员来说是公知的。
[0113]图6示出图像选择过程。C3DLS 20包括被配置为选择要处理的图像的两个子系统，即，基于心脏的系统(ECG传感器43和R波门50)和基于呼吸的系统(呼吸传感器45和呼吸门47)。一个或两个这样的系统可以被用来控制图像选择器38。除了心脏门控和呼吸门控以外的图像选择的其它可能的方法可以被编程到图像选择器38中。这些可以包括但不限于基于可用的另一种信号或输入命令的定时。
[0114]心脏和呼吸门控都用来选择其间发生最小运动的图像，以最小化由于X射线检测期间的运动导致的图像模糊。在心脏门控的情况中，还可能希望选择心脏周期的特定相位期间的图像。
[0115]在下一节中，描述R波门控，通过该过程，荧光透视图像被ECG门控。
[0116]人的心脏由电活性的肌细胞构成。这些细胞在细胞膜去极化时收缩，并且，这导致(1)心的四个室至关重要地收缩以栗血，以及(2)在身体表面上可作为心电图(ECG)检测的弱电流。在心电图中，主导部分是QRS复合波，其最明显的特征是在最大质量的肌细胞去极化时产生的R波。这些细胞构成心室，并且，对于ECG信号，左心室是大的贡献者。ECG的其它特征是P波(心房去极化)和T波(心室复极化)。(为了所示的代表性的R波，参见图13A。)QRS复合波包括Q波、R波和S波，并且，通常由R波占主导。(QRS复合波的该特征是一种简化。图13A的示例ECG不包括可识别的S波。事实上，比较常见的是，Q、R和S波中的任何一种可能会丢失。并且，ECG极化和去极化序列中的多种其它变化也是可能的，这对于心电图领域的技术人员来说全部是公知的。ECG信号在ECG测量的多种引线当中对于不同的患者明显地变化。图13A的代表性的单引线ECG信号是例如Q波和S波可能在ECG信号中如何不容易被识别的良好的图示。R波对于不同的患者也明显地变化，但是，由于其主导特性而被更可靠地识别(检测)。来自多种源的测量噪声也是ECG信号中的混杂因素。
[0117]在某些程序期间，为了在患者的跳动的心脏中标测和消融，电生理师(EP)必须定位且不断重新定位几个不同的导管。通常，EP具有可用的荧光透视成像系统，其使用通过患者的X射线来制作心脏的2D图像。EP快速地工作以最小化荧光透视图像的数量，从而尽可能地减少程序时间并由此减少患者对X射线的暴露。荧光透视图像通常以每秒7.5或15个图像的速率(有时候甚至更高的速率)获得，从而通常提供每心跳多个荧光透视图像。
[0118]因为心脏腔室(心室和心房)的收缩必定导致心脏室壁的运动和血流，所以位于心脏腔室中的任何导管将移动。对于EP来说，导管随着每一次心跳的移动是主要的复杂化因素。但是，由于大部分心跳非常类似于紧邻最近的心跳，所以该移动是高度重复的。(该心脏运动是主导的混杂的运动，但是，另外，存在来自呼吸的较小的、较慢的重复的混杂的移动。可能还存在来自患者的随机移动。)
[0119]R波门控，相对于心跳的成像的定时，可能有帮助的方式有三种:(1)向EP提供一系列的荧光透视图像，其中，在单个心跳期间的心脏和导管的移动全部基本上被去除，从而，从一次心跳到下一次心跳，EP实际上看见稳定的图像；(2)选择心脏移动最小的时间或时间范围，使得可以在单X射线图像的短曝光时间期间以最小量的模糊捕获荧光透视图像；以及(3)在心动周期的特定的时间(通常是舒张)处选择荧光透视图像，该时间可以与在例如制作心脏的计算机断层扫描(CT)图像时的心动周期的相同相位匹配，并且，其正被用作用于消融相关信息的演化模型的素材。
[0120]为了从心跳到心跳提供稳定的图像，检测心跳的恒定相位。检测心跳的最容易的且最可靠的的相位是心缩期，正是在R波的时刻。在心室去极化和收缩时发生正常心跳和异位(不正常)心跳的R波；由此，出于此目的，可以使用正常和异位心跳的图像。
[0121]关于最小的心动，许多图像可以被保留用于计算机分析或呈示给EP，因为在很多正常的心跳周期期间，心脏室壁正在更慢的移动。R波门控间接地识别这些时间段作为与每一个识别的R波的定时偏移。在选择心动周期中的特别有利的瞬间(用来获得荧光透视图像)时，该时刻被预测为与检测到的R波的偏移间隔，而不是在ECG中直接识别该时刻。因此，在ECG信号中检测R波是用于这种心脏门控的重要功能。
[0122]希望该R波门控功能是简单的、可靠的、精确的且自动化的，涉及到低的计算负荷，能够在单个ECG信道上发挥作用，并且尽可能实时地操作(即，具有最小的延迟)。
[0123]图12示出本发明的R波检测系统50的实施例。图12包括提供R波检测系统50中示出的所有的信号和参数的定义的图例。本实施例以一般性(参数被示出为符号)和特异性(在“图例”的底部给出参数的值)的方式被示出。图13A至13C示出下面描述的在R波检测系统50中使用的三种信号。
[0124]如图12所示，来自被监测的活体的单信道模拟ECG信号x(t)通过模拟数字转换器(A/D) 51 (在系统50中A/D采样率fs =每秒500个样本)被转换为数字ECG信号x (t J。在图13A中示出代表性的数字ECG信号xUJ。数字ECG信号χ(^通过25Hz数字带通滤波器53被馈送，以产生中间数字信号fUJ。在图13B中示出由xaj产生的代表性的中间数字信号f(ti)。
[0125]R波检测系统50的滤波器53和所有的其它剩余元件可以在软件中被实现，该软件被编程以在数字计算机(例如，PC)中计算所需的量。滤波器53包括作为xaj的k个样本的移动窗和的矩形波滤波器saj和产生中间ECG信号f(ti)的第二差分滤波器。在图12的流程图中，示出用于saj和faj的公式。如R波检测系统50中所示，k具有值10。也就是说，saj是数字化ECG信号的当前输入值xaj和前面的9个值之和，并且，中间ECG信号f (tj，S卩，带通滤波器53输出，是这些和s (tx)的第二差分。
[0126]数字带通滤波器的中心频率取决于k与采样周期ts(ts= 1/f 3秒)之积。在图12的实施例中，k = 10且ts= 0.002秒。这两个量之积是对应于25Hz的带通滤波器中心频率的20毫秒。该滤波器关系对于数字信号处理领域的技术人员来说是公知的。
[0127]在本实施例中，滤波器53是具有60毫秒宽脉冲响应的对称的有限脉冲响应滤波器。中间ECG信号faj的峰值在输入ECG信号xaj的峰值之后的约30msec (30毫秒)，从而引入约30msec延迟。
[0128]请注意，图13中的以及由此图13C中的gaj被示出为具有比图13A中的χα,)高很多的信号电平。这是由于如滤波器53所示对于saj的关系不是除以k(不是对10个值进行平均，而是求和)的事实的缘故。这种实施例不应当限制带通滤波器53的结构；由此可知，对于中间数字信号的计算求平均或者求和或者甚至使用增益的差值都不会改变r波检测系统50的实施例的基本结构。此外，对于xaj、fa,)和gaj所示的信号电平是数字信号的任意电平，并且，R波检测系统50的性能不取决于这种信号增益设置。
[0129]中间ECG信号通过在元件55处计算其绝对值来被整流，以产生滤波的ECG信号ga^。在图13c中示出由faj产生的代表性的滤波的ecg信号ga^。在比较器元件57处将滤波的ECG信号与计算的ECG跟踪阈值TT进行比较。如果滤波的ECG信号小于或等于ECG跟踪阈值TT，则计数器59被递增一个计数。由于每当新的滤波的ECG信号值在R波检测系统50中可用(S卩，每秒500次)时由比较器57进行比较，所以计数器59实际上是定时器。因此，在本实施例中，每一次计数等于2msec。如果在比较器57处滤波的ECG信号超过ECG跟踪阈值TT (通常在R波期间)，则计数器59被重置为0，如图12的流程图中的元件61所示。这种重置为0只有在通过从比较器57得到的比较触发时发生，并且，由计数器重置61和计数器59之间的虚线连接指示。
[0130]在从计数器重置61起重置之后的时间段期间，当滤波的ECG信号低于ECG跟踪阈值TT时，计数器59不被重置，并且，继续计数。在计数器59达到如比较器元件63确定的预定的不应计数RC时，输出R波触发，并且，该触发被提供给C3DLS过程的其它部分，或者由需要心脏门控信号的其它系统使用。在本实施例中，不应计数RC具有与90msec (45x2msec采样期)的不应期相对应的45的值。采用该组参数，在产生R波触发时，R波检测系统50指示R波在约120msec之前发生了(约30msec滤波器延迟+90msec不应期)。如果来自计数器59的计数不等于比较器63中的RC，则该过程仅等待下一次采样发生，如功能元件68所示。
[0131]心跳的每一个周期的一部分被称为不应期(refractory per1d)，在该期间心脏肌肉复极化。在该期间，下一次心跳不能发生，即，直到复极化完成。不应计数RC的目的是防止在单个心跳内发生双触发。
[0132]图13D是来自图13C的滤波的ECG信号gUJ的放大部分，如图13C所示。图13D示出代表性的滤波的ECG信号gaj的两个心跳段。这两个心跳相隔约0.67秒。沿着时间轴的第一心跳段由以字母“a”结尾的附图标记表示，并且，第二心跳段中的类似的特征具有带字母“b”的类似的附图标记。在滤波的ECG信号的其它部分当中，每一次心跳包括在主要由数字ECG信号xUJ中的对应的R波产生的峰值71a和71b周围的信号段。在峰值71a和71b的前侧分别是较小的峰值73a和73b，并且，在峰值71a和71b的尾侧分别是较小的峰值75a和75b。在图13D中的信号gUJ的剩余区域内的是具有比刚描述的峰值低很多的电平的信号。
[0133]R波检测系统50包括ECG跟踪阈值TT的动态设置，并且，ECG跟踪阈值TT与发生R波触发的ECG信号的所有之前的电平无关。在包括跟踪阈值的动态设置的现有技术的R波检测器系统通常基于发生了触发的之前的ECG信号电平的平均值或者在由之前的R波触发的处理的ECG信号电平的一些其它功能确定的电平处设置跟踪阈值电平。这种之前触发电平相关R波检测器可以很好地操作，只要心脏性能没有变化太多，或者，只要ECG信号不包含太多的噪声。特别地，心律失常或其它心电异常导致这种现有技术的R波门表现不佳
[0134]在R波检测系统50中，滤波的ECG信号gUJ由元件65监测，以找到预定时间段、内的其最大值。时间段不是移动窗时段，而是一系列的t 长的连续(sequential)时段。以这种方式找到滤波的ECG信号gUJ的最大值，允许R波检测系统50适于改变ECG信号x(t)内的信号电平。基于gaj的最近的最大值，在元件67中计算建议的ECG跟踪阈值ST，作为常数(^乘以gaj的最大值。在本实施例中，Cl=0.5。然后，在元件69中，ECG跟踪阈值TT如下计算:
[0135]TT = TTp