，确定分布宽度pw。示出在每一个分别213上的边缘点epJP ep2(箭头仅仅指向每一种这样的点之一)。在功能块173中，中心宽度cw被计算为中心211周围的分布213的百分率的pw的平均值。在如图9所示的实施例C3DLS中，分布213的10%被选择以确定中心宽度cw。这些分布在图24中被称为分布213c。对于该分布213c选择的10%值不应当是限制性的。可以根据图像噪声的性质来使用其它的百分率。使用中心宽度cw来去除由于簇203的图像中的过度的噪声而导致其宽度pw是异外值的分布。功能块175示出从具有在0.9cw到1.lew的范围以外的pw值的考虑分布213消除的异外值的去除。此外，这些量(0.9和1.1)的选择不应当是限制性的。可以根据图像的噪声特性来使用其它值。
[0204]子像素统计边缘检测153的最后的步骤(功能块177和178)使用其余分布213的两组边缘点吼和ep 2作为簇203的两个边缘E廊E 2的表示，并且计算E E 2的最小二乘法拟合表示。在执行最小二乘法拟合计算时涉及的分析是数学和图像分析领域的技术人员所公知的。
[0205]再次参照图7，在点吼和ep 2沿着E和E 2的情况下，使用功能块155中的边缘，下一步骤是中线209的重新计算。然后，使用新的中线209来沿着垂直于新的中线209的新的一组分布213进行重新形成和上采样(图7的功能块157)，并且，基于这些新的分布213来重复子像素统计边缘检测153。与该改进并行地，本发明的方法在点C处开始分支到各步骤(参见图8)，以便沿着簇203的纵向方向执行测量。
[0206]在图8中，在功能块179中形成和上采样与新的中线209平行的N2分布。如果要检测与新的中线209垂直的边缘，则，如上所述，对平行于新的中线209的新形成的一组分布执行子像素统计边缘检测153。由于该分布与上面针对分布213描述的分析相同，所有在图24中没有示出这种分布。关于图24中的示例簇203，检测图24的右下部的横向边缘，并且，如上所述，计算图25中示出的这种边缘E3。
[0207]图25仅仅用在图像上覆盖的子像素统计边缘检测153的所有的三个应用的最终结果来呈示如图24所示的相同的原始像素数据。
[0208]由于C3DLS中跟踪的导管尖端具有圆形的远端(由图21、24和25的左上角可知)，所以，子像素统计边缘检测153以修改的方式处理簇203的远端。簇203的远端(对应于导管尖端的远端)的圆形边缘可以用与上述方式相同的方式来检测，并且，可以计算最小二乘法拟合，以与适当的曲线模型而不是直线匹配。这种修改的策略在如图9所述的子像素统计边缘检测153的元件内。功能块178可以用各种假设的形状模型来应用。
[0209]可替换地，图25示出远端的测量的可替换的方法。图8中的功能块183表示基于前面的步骤的计算确定簇角落。从点D的信息和来自图8中的上述功能块183的步骤的信息提供实施例C3DLS确定簇203的角落所需的全部。角落cjP c 3分别是E3与E:和E2的相交处。c JP c 4通过沿着E E 2对值应用标准来被识别，以确定远端的弯曲部分开始的地方。例如，该标准可以是，角落是沿着EJP E 2的点，在该处，强度值经过其最后的从
0.55pir+min水平的增加。这种标准在图25中被示出。功能块183包括诸如之类的角落标准的应用。
[0210]实施例C3DLS 20在图8中以功能块185继续，功能块185是基于角落的坐标来计算簇长度、宽度和梯形失真。这种确定涉及简单的数值计算。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的宽度变化。簇203的较大(较宽)端接近于源11，并且，使用数值差来计算医疗对象产生簇203的平面外角度。
[0211]C3DLS在功能块159中以如下步骤继续:通过使用在初始化步骤4A和41B (图5)期间建立的标准，最终确定簇203是否表示导管尖端。如果簇203被确定为导管尖端，则C3DLS前进到图4中的点G。此外，在图8的功能块163中，阈值TH被设置为在C3DLS的第一次通过直到成功地识别导管尖端的此点中找到的值。如果簇203在功能块159的评估中不能满足标准，则C3DLS前进到开始评估要分析的下一簇，在功能块135中形成了的这种簇(参见图7)。
[0212]再次参照图4，C3DLS在点G处以在图8的功能块185中确定的测量结果来继续。使用在簇203的导管尖端上的这种形成，C3DLS前进到基于功能块31中的由于径向延长引起的失真来进行校正。在图26A中表示这样的过程，通过该过程，3D对象的图像被投影到常规的X射线机10中的平面检测器13上，该图26A示出用于功能块31中的径向延长失真的校正。图26A包括作为在检测器13的像平面内产生图像2157的代表性的医疗对象的球体215。校正分析包括如图26A所示的径向侧视图和切向侧视图的考虑。在图26A的右侧上的虚椭圆内示出径向侧视图内的区域的放大。
[0213]被投影到检测器13上的对象的图像的尺寸取决于对象自身的尺寸、其相对于检测器13的旋转取向和几何放大率。对象的旋转取向可以产生透视效果。如果例如柱形对象正被成像，则其投影图像中的圆柱体的长度将取决于圆柱体的轴和检测器13的平面之间的角度。如果轴平行于检测器13的平面，则图像中的长度将由圆柱体的实际长度乘以几何放大率给出。但是，如果圆柱体的轴平行于从其通过的X射线，则，图像将是圆柱体的椭圆或圆形的横截面，并且，关于其长度的所有的信息将会丢失。
[0214]完全没有透视效果的对象仅仅是球体，因为，它相对于通过其中心的任何轴旋转对称。圆柱体对其直径的透视不敏感，因为，圆柱体关于其中心轴旋转对称。而且，如图26A所示，球体215的投影2D图像是椭圆，例如椭圆2157，而不是圆。因此，如图26A所示，径向和切向视图不同。
[0215]图26B是示出检测器13的像平面中的圆柱形导管尖端的图像217'的示图。通过用具有与球体215相同的半径的圆柱形导管尖端(在本文中被称为CC)替代球体215，在图26A的几何结构内产生图像217'。
[0216]对于图26和27的示图，术语定义列表如下:
[0217]ω =球体215和CC的有效直径；
[0218]W =球体215和CC的投影的直径，其在垂直于通过球体215或CC的中心的光线的方向上在检测器13的水平处(一一不必在检测器13的平面上)测得的；
[0219]WP =在检测器13的平面上测得的投影217'的宽度；
[0220]WR =在检测器13的平面处CC的投影的宽度的径向分量，其垂直于通过其中心的光线的路径一一如果R>0，则不在检测器13的平面上；
[0221]WT=在检测器13的平面处的CC的投影的宽度的切向分量，其垂直于通过其中心的光线的路径；
[0222]WTP =在切向方向上在检测器13的平面中测得的球体215和CC的投影的宽度；
[0223]WRP =在径向方向上在检测器13的平面中测得的球体215和CC的投影的宽度；
[0224]D =从X射线源11的焦斑到检测器13的中心13c的距离，其中，检测器13的平面垂直于从焦斑到检测器13的中心13c的中心光线；
[0225]d =从X射线源11的焦斑到通过球体215或CC的平面的距离，其中，该平面也平行于检测器13的平面；
[0226]B =从X射线源11的焦斑到检测器13处的图像215'或217'的中心的距离；
[0227]b =从X射线源11的焦斑到球体215或CC的中心的距离；
[0228]R=在检测器13中的平面上检测器13的中心13c和图像2旧或2⑶的中心之间的距离；
[0229]Θ =通过球体215或CC的中心的光线或拦截检测器13的中心13c的中心光线之间的角度；以及
[0230]a = CC的图像的选择直径和从检测器13的中心13c到选择直径的中心绘制的半径之间的角度。
[0231]使用这些定义并执行数学领域的技术人员所公知的代数和三角函数运算，得到如下的用于径向延长校正31的关系:
[0232]d = D*co/[Wp.{[Sin(a)]2+[Cos(a)]2.[Cos (Θ) ]2}1/2]
[0233]该公式使得能够在考虑了径向延长效果和检测器13上的图像内的对象的任何取向的情况下从检测器13上的医疗对象的图像计算其z坐标。
[0234]此外，根据图26A中的切向侧视图的分析，z坐标对WTP的变化的敏感度被发现是:
[0235]δ d/ δ ffTP = _d 2/ (D.ω )
[0236]对于涉及的变量的典型值，敏感度dd/dWTP(例如，每mm直径的mm z)是非常大，需要在0.02mm量级上的有效尺寸的测量来实现C3DLS的期望的操作精确度。这种行为是由于导管尖端的尺寸与检测器13和X射线源11之间的距离相比非常小的事实引起的，这意味着在导管尖端的每一侧通过的射束的发散小。
[0237]以类似的方式，根据径向侧视图分析，z坐标对WRP的变化的敏感度被发现是:
[0238]δ d/ δ ffRP= -d 2/ {D* ω.[1+ (R/D)2]1/2}
[0239]再次参照图4，功能块33是计算用C3DLS 20跟踪的医疗对象的3D坐标和取向的步骤。功能块31和33中的计算的组合产生导管尖端的一组3D坐标。使用在功能块83 (图8)中找到的四个角落点cpcpcjp 04并根据在功能块195中找到的其它测量量来计算3D坐标。充足的数值数据可用于建立导管尖端的3D坐标。
[0240]在计算3D坐标时，可以用各种方式来使用这种信息，例如，将其显示为其它医疗显示方式中的一部分，使得它可以用于诸如心脏消融的介入程序中。随着诸如导管的医疗对象在诸如心脏的心室的解剖结构内部移动，可以产生数据，以通过指示医疗对象所处的点在这种结构内并在存储器中将导管尖端的3D坐标标记为图数据点来产生这种解剖结构的3D图。然后，医师可以使用图数据来帮助将导管尖端引导到解剖结构中的期望点。在各种医疗程序期间，这种图像可以与其它成像方式结合，以便增强可视化。
[0241]本发明的方法根据需要处理选择的2D图像，对有效的医疗对象尺寸进行精确的测量，以便确定医疗对象的3D坐标和取向。在完成对选择的图像的处理之后，本发明的系统处理下一个选择的2D图像。操作可以涉及以每秒7.5到30个图像的帧率来处理长度为3到5秒的图像的序列。这种操作使得能够使用多个图像来进行医疗对象的测量并进行求平均，以减少变异性并提高精确度。
[0242]只使用2D荧光透视来显示3D中的标测和消融导管尖端的方法表示了相对于其它当前可用的标测和成像系统的主要优势。特别地，所述方法提供医师使用实验室中的现有设备而无需明显的基础设施修改来观看3D解剖结构中的导管。虽然针对使用心脏导管的示例性实施例描述了本发明的实施例，但是，本领域的技术人员将会理解，可以进行小的变化来通过其它不透射线医疗对象(例如，用于介入和治疗的引线、支架和其它仪器)来使用本发明的方法。另外，可以对本发明的教导进行多种修改，以适应于特定的情形，而不脱离本发明的范围。因此，本发明不应当限制于用于实现本发明所公开的实施例，而是，本发明包括落入在预期权利要求的范围内的所有的实施例。
【主权项】
1.一种用于从得自于活体的ECG信号检测R波的方法，该ECG信号包括多个ECG信道信号，所述方法包括下述步骤: 提供多个信道R波检测器，每一个信道R波检测器处理所述多个信道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； 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， 从而，复合R波检测器比所述多个信道R波检测器中的每一个更加准确地检测R波。2.根据权利要求1所述的方法，其中，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。3.根据权利要求2所述的方法，其中，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。4.根据权利要求1所述的方法，其中，所述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。5.根据权利要求4所述的方法，其中，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。6.根据权利要求1所述的方法，其中，每一个信道R波检测器执行下述步骤: 从活体获取其对应的ECG信道信号； 将其对应的ECG信道信号数字化为对应的数字ECG信道信号； 用带通滤波器对其对应的数字ECG信道信号进行滤波，并且，对其对应的数字ECG信道信号应用绝对值滤波，以产生对应的滤波的ECG信道信号； 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， 应用计算TT = TTp+c2(ST-TTp)，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期间的其对应的滤波的ECG信道信号的最大值的分数(Cl)， 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，如果对应的滤波的ECG信号大于TT，则将其对应的计数器设置为0，以及 如果在预定的断开时段(tD)内没有发生信道触发，则将TT设置为ST ;以及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。7.根据权利要求6所述的方法，其中，所述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。8.根据权利要求7所述的方法，其中，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。
【专利摘要】一种用于从得自于活体的ECG信号(x(t))检测R波的方法，所述方法包括下述步骤：(a)从活体获取ECG信号；(b)将ECG信号数字化为数字ECG信号(x(ti))；(c)用带通滤波器对数字ECG信号进行滤波(53)，并且，对数字ECG信号应用绝对值滤波器(55)，以产生滤波的ECG信号(g(ti))；(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(57)；(e)如果滤波的ECG信号不大于TT，则递增计数器(59)，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(63)，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。
【IPC分类】A61B5/0456, A61B6/12, A61B6/00
【公开号】CN105326498
【申请号】CN201510869947
【发明人】D·布鲁德尼克, D·G·杰森
【申请人】Apn健康有限责任公司
【公开日】2016年2月17日
【申请日】2012年9月7日
【公告号】CA2848139A1, CA2863973A1, CN104023625A, CN104023629A, EP2753236A1, EP2753236A4, EP2753241A1, EP2753241A4, US8849388, US9014794, US20130243153, US20130245477, US20140249439, WO2013036831A1, WO2013036831A8, WO2013036837A1