使用冠状窦导管图像补偿心脏运动的制作方法

使用冠状窦导管图像补偿心脏运动的制作方法
【专利摘要】本发明题为“使用冠状窦导管图像补偿心脏运动”。通过以下方式来执行心导管插入术：将导管引入冠状窦中，获取导管的第一组二维图像，然后获取导管的第二组二维图像以及在第一组和第二组的同步帧中创建导管的相应二维模型。二维模型包括导管的相应跟踪二维路径。通过识别处于心肺循环的相应阶段的帧来使第一组与第二组同步。根据同步帧来构建导管的第一三维模型和第二三维模型，并且对第一三维模型和第二三维模型进行几何转换，以使两个模型之间的距离函数最小化。
【专利说明】使用冠状寞导管图像补偿心赃运动
【背景技术】
[0001 ] 1.技术领域
[0002] 本发明设及屯、脏生理学。更具体地，本发明设及评估屯、脏中的电传播。
[0003] 2.相关领域描述
[0004] 表1中给出了本文使用的某些首字母缩略词和缩写的含义。
[00化]表1-首字母缩略词和缩写
[0006]
[0007] 诸如屯、房纤颤的屯、律失常为发病和死亡的重要原因。共同转让的美国专利5,546， 951和美国专利6，690，963(运两个专利均授予Ben Haim) W及PCT申请W096/05768公开了用 于感测作为屯、脏内的精确位置的函数的屯、脏组织的电性能例如局部激活时间的方法，所述 专利均W引用方式并入本文。使用在其远侧末端中具有电传感器和位置传感器的一个或多 个导管来获取数据，该一个或多个导管被推进到屯、脏中。基于运些数据创建屯、脏的电活动 的标测图的方法在共同转让的美国专利6，226，542和美国专利6，301，496 (运两个专利均授 予Reisfeld)中有所公开，所述专利W引用方式并入本文。如运些专利所指出的那样，通常 最初在屯、脏的内表面上的约10个至约20个点上测量位置和电活动。运些数据点然后通常足 W生成屯、脏表面的初步重构或标测图。初步标测图常常与在附加点处获取的数据进行组 合，W生成屯、脏的电活动的更全面的标测图。实际上，在临床环境中，积累100个或更多个位 点处的数据W生成屯、室电活动的详细且全面的标测图并不少见。所生成的详细标测图然后 可用作决定治疗行动过程例如组织消融的基础，W改变屯、脏的电活动的传播并恢复正常屯、 律。
[0008] 包含位置传感器的导管可用于确定屯、脏表面上的点的轨线。运些轨线可用于推断 运动特性，诸如组织的收缩性。如在授予Ben化im并全文W引用方式并入本文的美国专利 5,738,096中所公开的，当在屯、脏中的足够数量的点处对轨线信息进行采样时，可W构建绘 示此类运动特性的标测图。
[0009] 屯、脏中某个点处的电活动通常通过推进多电极导管来测量，W在屯、室中的多个点 处同时测量电活动。从由一个或多个电极测量的时变电势导出的记录被称为电描记图。电 描记图可通过单极性引线或双极性引线测量，并且被用于例如确定在某点处的电传播的开 始，其被称为局部激活时间。

【发明内容】

[0010] 当前，在基于导管的屯、脏手术中收集大量解剖和功能数据。保持此数据与患者屯、 脏的实际位置的对齐至关重要。现存的解决方案利用附接到患者背部和胸部的电磁传感器 来保持此对齐。然而，部分地由于人体皮肤的弹性和内脏的内部运动，不能始终保持此对 齐。此偏差大大阻碍屯、脏手术。
[0011] 本发明的实施例允许在医疗手术期间跟踪患者的屯、脏位置。当导管被置于冠状窦 中时，其位置与屯、脏的其他部分的位置密切相关。因此，在位置的变化允许准确保持对齐之 前和之后，估计冠状窦导管的坐标之间的转换。
[0012] 为补偿屯、脏运动，算法基于在运动之前和之后获取的两个二维巧光镜图像来按照 Ξ维重建冠状窦导管。计算运两个重建导管之间的转换并且使用该转换来对齐所述数据。
[0013] 根据本发明的实施例还提供了一种通过将导管引入活体受检者的屯、脏的冠状窦 中来执行的方法。当所述导管处于所述冠状窦中时，所述方法还通过下述方式来执行:获取 包括所述导管的二维图像的第一组帖，然后获取包括所述导管的二维图像的第二组帖并且 在所述第一组和所述第二组的同步帖中建立所述导管的相应二维模型。所述二维模型包括 所述导管的相应跟踪二维路径。所述方法还通过下述方式来执行:通过识别处于屯、肺循环 的相应阶段的帖来使所述第一组与所述第二组同步;根据所述同步帖来重建所述导管的第 一Ξ维模型和第二Ξ维模型；对所述第一Ξ维模型和所述第二Ξ维模型进行几何转换，W 使第一 Ξ维模型和第二Ξ维模型之间的距离函数最小化，并且显示所述转换的Ξ维模型。
[0014] 根据所述方法的另一个方面，对所述Ξ维模型进行几何转换是通过下述方式来进 行:将旋转矩阵和平移向量应用到所述第一Ξ维模型和所述第二Ξ维模型中的一者并且使 所述转换的Ξ维模型叠加 W供显示。
[0015] 在所述方法的另一个方面，其中获取所述第一组和获取所述第二组分别包括W与 受检者的矢状平面的第一主角和W与受检者的矢状平面的第二主角来获取帖。
[0016] 根据所述方法的再一个方面，所述第一主角与受检者的矢状平面成30°，并且所述 第二主角与受检者的矢状平面成-30°。
[0017] 所述方法的一个方面包括同时W所述第一主角和所述第二主角获取帖。
[0018] 在所述方法的另一个方面，建立相应二维模型包括过滤所述第一组帖和所述第二 组帖，在所述过滤帖中对围绕导管路径的通道进行采样，然后在所述过滤帖中确定所述导 管最佳路径。
[0019] 根据所述方法的一个方面，过滤包括对所述同步帖的海森行列式进行快速径向转 换。
[0020] 根据所述方法的另一个方面，过滤包括对所述同步帖的海森行列式应用单演过滤 器。
[0021] 根据所述方法的再一个方面，过滤是通过将匹配过滤器应用到所述同步帖中的管 来进行。
[0022] 根据所述方法的又一个方面，构建第一 Ξ维模型和第二Ξ维模型包括构建由接头 连接的线性Ξ维片段的链，并且计算所述接头的Ξ维坐标，W使所述Ξ维片段在所述相应 跟踪二维路径上的投影的偏差最小化。
[0023] 根据所述方法的另一个方面，构建链和计算Ξ维坐标迭代地进行。
[0024] 根据所述方法的另一个方面，建立相应二维模型包括跟踪所述同步帖中的所述导 管的末端，并且构建第一Ξ维模型和第二Ξ维模型包括初始化所述末端的Ξ维坐标。
[0025] 根据所述方法的另一个方面，构建第一 Ξ维模型和第二Ξ维模型是通过下述方式 来进行:将多个Ξ维点定义为相应投影射线的相交点；将Ξ维样条拟合到所述Ξ维点W限 定Ξ维路径;将所述Ξ维路径投影到所述二维模型中的一者上，并且修改所述Ξ维路径W 使所述投影Ξ维路径与所述一个二维模型之间的距离函数最小化。
[0026] 根据本发明的实施例还提供了一种设备，所述设备包括:屯、脏导管，所述屯、脏导管 能够引入活体受检者的屯、脏的冠状窦中；显示器;和处理器，所述处理器与巧光镜成像装置 协作来进行上述方法。
【附图说明】
[0027] 为了更好地理解本发明，W举例的方式引用本发明的详细说明，本发明的详细说 明应结合W下附图来阅读，附图中相同的元件被赋予相同的参考编号，并且其中：
[0028] 图1为根据本发明的实施例构造和操作的用于对活体受检者的屯、脏进行消融手术 的系统的立体说明图；
[0029] 图2为根据本发明的实施例的用于在屯、导管插入术期间补偿屯、脏运动的方法的流 程图；
[0030] 图3为根据本发明的实施例的用于跟踪冠状窦导管的二维路径的方法的流程图；
[0031] 图4为示出根据本发明的实施例的图3所示方法的方面的图像帖集合；
[0032] 图5为示出根据本发明的实施例的图3所示方法的方面的一系列图像；
[0033] 图6为示出根据本发明的实施例的用于重建冠状窦导管的图像帖的选择的示意 图；
[0034] 图7为根据本发明的实施例的通过构建线性片段制备的冠状窦导管的示意图；
[0035] 图8为解释根据本发明的实施例的使用外延对极几何的示意图；
[0036] 图9呈现示意性地示出根据本发明的实施例的使用外延对极几何的重建阶段的两 个示意图；
[0037] 图10为示出根据本发明的实施例的冠状窦导管的运动估计过程的示意图；并且
[0038] 图11为根据本发明的另选实施例构造和操作的用于对活体受检者的屯、脏进行消 融手术的系统的立体说明图。
【具体实施方式】
[0039] 为了全面理解本发明的各种原理，在W下说明中阐述了许多具体细节。然而，对于 本领域的技术人员将显而易见的是，并非所有运些细节都是实施本发明所必需的。在此示 例中，未详细示出熟知的电路、控制逻辑W及用于常规算法和过程的计算机程序指令的细 节，W免不必要地使一般概念模糊不清。
[0040] 本发明的多个方面可体现为软件编程代码，该软件编程代码通常被保持在诸如计 算机可读介质的永久性存储装置中。在客户端/服务器环境中，此类软件编程代码可存储在 客户端或服务器上。软件编程代码可在与数据处理系统一起使用的诸如USB存储器、硬盘驱 动器、电子介质或CD-ROM的多种已知非暂态介质中的任一者上实施。代码可分布于此类介 质上，或者可经某些类型的网络从一个计算机系统的存储器或存储装置向其他计算机系统 上的存储装置分发给使用者，W供此类其他系统的使用者使用。
[0041 ] 系统综述
[0042] 现在转到附图，首先参见图1，其为根据本发明所公开实施例构造和操作的用于对 活体受检者的屯、脏12执行消融手术的系统10的立体说明图。该系统包括导管14,该导管由 操作者16经由皮肤穿过患者的血管系统插入屯、脏12的屯、室或血管结构中。操作者16(通常 为医师）使导管的远侧末端18在消融目标部位处与屯、脏壁接触。然后可根据美国专利6， 226,542和6,301，496^及共同转让的美国专利6,892,091中公开的方法，使用位于控制台 24中的处理器23制备电激活图、解剖位置信息（即，导管远侧部分的信息）和其他功能图像， 所述专利的公开内容W引用方式并入本文。实施系统10的元件的一种商业产品可W商品名 CA'RTO"3系统购自Biosense Webster,Inc.,3333Diamond Canyon Road,Diamond Bar, CA 91765,该产品能够根据消融需要产生屯、脏的电解剖标测图。此系统可由本领域的技术 人员进行修改W实施本文所述的本发明的原理。
[0043] 可W通过施加热能对例如通过电激活图评估而测定为异常的区域进行消融，例 如，通过使射频电流通过导管中的线传导至远侧末端18处的一个或多个电极，所述电极将 射频能量施加到屯、肌。能量在组织中被吸收，从而将组织加热（或冷却巧Ij组织永久性地失 去其电兴奋性的点（通常为约50°C)。在手术成功后，此手术在屯、脏组织中形成非传导性消 融灶，该非传导性消融灶扰乱导致屯、律失常的异常电通路。本发明的原理可应用于不同的 屯、室W治疗多种不同的屯、律失常。
[0044] 导管14通常包括柄部20,在该柄部上具有合适的控件，W使操作者16能够按消融 所需来对导管的远侧端部进行操纵、定位和取向。为了辅助操作者16,导管14的远侧部分包 括位置传感器(未示出），该位置传感器向位于控制台24中的定位处理器22提供信号。
[0045] 可使消融能量和电信号经由缆线34穿过导管末端和/或位于远侧末端18处或附近 的一个或多个消融电极32在屯、脏12和控制台24之间来回传送。可W通过缆线34和电极32将 起搏信号和其他控制信号从控制台24传送至屯、脏12。另外连接至控制台24的感测电极33设 置在消融电极32之间并且具有至缆线34的连接。
[0046] 线连接部35将控制台24与体表电极30和定位子系统的其他部件连接。电极32和体 表电极30可用于按照W引用方式并入本文的授予Govari等人的美国专利7,536,218中所教 导的在消融位点处测量组织阻抗。溫度传感器(未示出），通常为热电偶或热敏电阻器，可安 装在电极32中的每个上或附近。
[0047] 控制台24通常包括一个或多个消融功率发生器25。导管14可适于利用任何已知的 消融技术将消融能量例如射频能量、超声能量、冷冻技术和激光产生的光能传导至屯、脏。共 同转让的美国专利6,814,733、6,997,924和7，156,816中公开了此类方法，所述专利^引用 方式并入本文。
[0048] 定位处理器22为系统10中的定位子系统的元件，该元件测量导管14的位置和取向 坐标。
[0049] 在一个实施例中，定位子系统包括磁定位跟踪构造，该磁定位跟踪构造利用磁场 生成线圈28通过在预定的工作容积中生成磁场并在导管处感测运些磁场来确定导管14的 位置和取向。定位子系统可按照W引用方式并入本文的美国专利7,756,576号W及上述美 国专利7,536,218中所教导的采用阻抗测量。
[0050] 巧光镜成像装置37具有C形臂39、X射线源41、图像增强器模块43和可调式准直器 45。可位于控制台24中的控制处理器(未示出）允许操作者控制巧光镜成像装置37的工作， 例如通过设置成像参数W及控制准直器45W调整视野的大小和位置。控制处理器可经由缆 线51与巧光镜成像装置37连通，W通过控制准直器45来启用和禁用X射线源41或限制其发 射到期望的所感兴趣的区域，W及从图像增强器模块43获取图像数据。连接到控制处理器 的任选显示监视器49允许操作者查看巧光镜成像装置37产生的图像。当不包括显示监视器 4卵寸，可经由分区屏幕或与其他非巧光镜图像交替来在监视器29上查看巧光镜图像。
[0051] 如上所述，导管14联接到控制台24,运使得操作者16能够观察并调节导管14的功 能。处理器23通常为具有合适的信号处理电路的计算机。联接处理器23W驱动监视器29。信 号处理电路通常接收、放大、过滤并数字化来自导管14的信号，运些信号包括由上述传感器 和位于导管14远侧的多个位置感测电极(未示出）生成的信号。控制台24和定位系统接收并 使用数字化信号，W计算导管14的位置和取向并分析来自电极的电信号W及生成期望的电 解剖标测图。
[0052] 通常，系统10包括为简明起见而未示出于附图中的其他元件。例如，系统10可包括 屯、电图化CG)监视器，该屯、电图化CG)监视器被联接W接收来自一个或多个体表电极的信 号，W向控制台24提供ECG同步信号。如上所述，系统10通常还包括基准位置传感器，该基准 位置传感器位于附接到受检者身体外部的外部施加基准补片上或者位于插入屯、脏12内并 相对于屯、脏12保持在固定位置的内置导管上。提供了用于使液体循环穿过导管14W冷却消 融位点的常规累和管路。
[0053] 操作。
[0054] 现在参见图2,图2为根据本发明的实施例的在屯、导管插入术期间补偿屯、脏运动的 方法的流程图。为了呈现清楚起见，W具体的线性顺序示出了过程步骤。然而，将显而易见 的是，运些步骤中的多个可并行地、异步地或W不同的顺序执行。本领域的技术人员还应当 理解，另选地，过程可被表示为多个相互联系的状态或事件，例如在状态图表中。此外，可能 不需要所有示出的过程步骤来实施所述方法。
[0055] 在初始步骤53处，通常将导管引入冠状窦(CS)中。
[0056] 接下来，在步骤55处，W类似于标准的左前斜位视角和右前斜位视角的两个角度 获取包括冠状窦和导管的屯、脏的第一组连续电影巧光镜图像。此技术实现如下所述的导管 的Ξ维立体重建。推荐与患者身体的矢状平面成30°和-30°的主角。然而，很好地耐受偏差， 并且该方法对于改变最多至60°的主角之间的差是有效的。90°的差理论上为最佳的。超过 90°性能下降并且当差超过120°时该方法变得无效。
[0057] 假定巧光镜部件的几何形状为已知的。为了获得屯、脏中的所感兴趣的区域的精确 Ξ维重建，运是必要的。此外，可使用W引用方式并入本文的名称为AdaptiveFluo;roscope Location for the Application of Field Compensation的共同转让的共同未决的申请 14/140,112的教导内容来补偿由需要在获取两个视图时运动的磁场扰动巧光镜部件的位 置变化而引起的导管的磁传感器中的跟踪误差。
[0058] 使用标准立体方法，已知点的Ξ维图像坐标和照相机位置，将所述点在空间中的 位置确定为两个投影射线的相交点(例如，通过Ξ角测量）。
[0059] 接下来，在步骤57处，程序继续，在此期间，发生患者运动或屯、脏运动。
[0060] 接下来，在步骤59处，使用与步骤55中相同的技术获取第二组电影巧光镜图像。运 两组图像中的所有图像应W相同的主角获取。如下文解释的，在同一呼吸阶段和同一屯、脏 循环阶段比较从运两组中选择的帖。因此，在屯、肺循环的一个阶段，评估四个帖，即，呈第一 主角的来自第一组和第二组的第一对帖W及呈第二主角的来自第一组和第二组的第二对 帖。如果运是不可能的，则作为最低限度，每对的成员分别应处于屯、肺呼吸循环的同一阶 段。主角之间的差对于第一组巧光镜图像和第二组巧光镜图像不需要为相同的。例如，可W 与矢状平面成-30°和30°的角度获取第一组，并且可和60°的角度获取第二组。
[0061] 步骤61为用于跟踪在步骤55,57处获取的第一组巧光镜图像和第二组巧光镜图像 的帖中的冠状窦导管的路径的过程。
[0062] 步骤63包括在运两组中捜索在几乎相同的屯、肺阶段获取的帖。该捜索可包括跟踪 导管在帖中的二维坐标。在步骤63处，识别运两组中的处于屯、肺循环的相应阶段的帖。
[0063] 第一组图像和第二组图像的视图中的屯、肺阶段同步模仿静态场景并且实现使用 立体图像处理的重建。此类别的同步确保导管的Ξ维形状和位置在由巧光镜按运两个主角 捕获时为几乎恒定的。在步骤65中发生帖的同步。实际上，多组图像中的完美同步是不可行 的。因此，无法假定所述场景为完全静态的。可供用于重建的数据为导管的两个二维路径。 确定所述组图像中的对应点被称作"对应问题"并且在计算机视觉中无处不在。下文详述的 重建算法使用数值优化方法来处理此问题。
[0064] 接下来，在步骤67中，根据所述同步组图像重建导管的Ξ维模型。
[0065] 然后，在最终步骤69中，确定并补偿导管在所述组图像之间的运动，W与和冠状窦 导管相关联显示的数据对齐。下面呈现步骤65,63,67,69的细节。
[006引二维跟踪。
[0067] 现在参见图3,图3为步骤61(图2)的详细流程图。该流程图为根据本发明的实施例 的用于跟踪冠状窦导管的二维路径的逐帖方法。该方法应用于在步骤55,59(图2)中产生的 第一组和第二组的帖。
[0068] 在初始步骤71处，假定已进行步骤61中所述的捜索。将W所述主角中的一个角度 获取的图像群组选择用于进一步重建。如上所述，在屯、肺循环中使所述群组的成员同步。
[0069] 接下来，在步骤73处，从在初始步骤71中选择的图像中选择帖。
[0070] 接下来，在步骤75处，在当前帖中跟踪冠状窦导管的二维路径。在步骤75的第一次 迭代中，操作者标记初始帖中的点，W指示需要与图像中的其他导管W及属于ECG和体表位 置传感器的线区分开的冠状窦导管的位置。使用所述标记，在图像中识别冠状窦导管的二 维轮廓(在本文中称作"路径"）。将所述二维构型应用于后续帖W捜索和定位导管。可能的 话，应在足够长的持续时间内获取图像序列，W覆盖至少一个屯、肺周期。步骤75包括使导管 在帖中突出的程序。
[0071] 在框77中，对图像的海森(Det化S)行列式进行快速径向转换。转换有利于在图像 中检测诸如导管电极的径向区域。快速径向转换从2003年8月IEEE图案分析及机器智能汇 TU(IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence.August 2003)的文献Loy&Zel insky的用于检测感兴趣点的快速径向对称性（Fast Radial Symmetry for Detecting Points of Interest)获知。
[0072] 在框79中，通过对海森应用单演过滤器来表征图像的相位对称性。此有利于检测 具有双向相位对称性、导管和导管电极的区域(参见图像95,图4)。单演过滤器从2001年12 月IE邸信号处理汇刊（Transactions on Si即al Processing)49( 12) :3136-3144的文献 Michael Felsberg and Gerald Sommer的单演信号（The Monogenic Signal)获知。
[0073] 在框81中，针对呈所有取向的管应用匹配滤过器。匹配过滤器的宽度为导管在图 像中的像素中的估计直径。此程序检测具有指定直径的管状区域(参见图像97,图4)。
[0074] 在框83中，围绕在对先前帖执行步骤75时获得的导管路径或轮廓的位置从所过滤 的图像(图像99,图4)对通道进行采样。在步骤75的第一次迭代中，使用操作者的标记(参见 图像101，通道103;图像109;图5)。
[0075] 在框85中，使用本领域中已知的动态编程方法，找出所采样的通道中的最佳路径 (参见图像111，图5)。将此路径(图像113中的虚线；图5)转换回图像坐标。
[0076] 控制现在进行到其中确定是否更多的帖有待处理的决策步骤87。如果决策步骤87 处的确定为肯定的，则控制返回步骤73, W用下一帖来迭代所述过程。
[0077] 如果决策步骤87处的确定为否定的，则控制进行到最终步骤89并且程序终止。
[0078] 现在参见图4,图4为根据本发明的实施例的W图形方式示出步骤75(图3)的帖图 像集合。图像91示出在过滤程序之前在原位置的屯、脏导管。图像93为在快速径向转换之后 的图像91的型式。图像95为在单演过滤之后的图像91的型式。图像97为在匹配过滤操作之 后的图像91的型式。图像99为在W添加方式组合产生图像93,95,97的过滤操作之后的图像 91的型式。对图像99进行采样W尝试识别冠状窦导管的路径的位置。
[0079] 现在参见图5,图5为根据本发明的实施例的一系列图像，所述图像示出跟踪程序， 良P，参照框85(图3)所述的动态编程操作。图5中的图像是通过产生图像99(图4)的过滤过程 而产生的。在图像101中，围绕导管路径1〇5(由虚线表示)概括通道103的轮廓并对其进行采 样。路径105注解于前一帖中（或由操作者，如上所述）。应当指出的是，路径105与冠状窦导 管107分开。由于作为屯、肺循环的前一帖已被推进而已发生导管107的运动。图像109示出了 所采样的通道。图像111示出了如通过动态编程确定的图像109中所采样的通道的导管路 径。图像113示出了通过动态编程产生的导管路径，沿着该导管路径发现一系列估计的电极 位置115。
[0080] 同步。
[0081] ^电影图像集期间查看导管的二维路径时，我们看到导管因患者的屯、跳和呼吸 而不断地运动。为了在步骤65(图2)中成功地重建导管，我们找出在大致相同的阶段获取的 两个帖(每个剪辑一个）。为了找出运些帖，我们寻找屯、室舒张与最终呼气的重合，在该重合 处，导管与屯、肺循环的其他阶段相比相对静止。使用接近于左前斜位和右前斜位的主角和 位于此重合处的可忽略的辅角，通常在极接近W常规方式显示的巧光镜图像的底部和右侧 处观察到导管末端位置。为此目的，辅角是指围绕C臂39(图1)的运动轴(例如，前后轴)的轨 道角。
[0082] 现在参见图6,图6为示出根据本发明的实施例的对用于重建冠状窦导管的帖的选 择的示意图。在左前斜位投影中获取的电影图像集117包括分别在患者运动之前和之后获 取的两个帖系列119,121。在右前斜位投影中获取的电影图像集123包括分别在患者运动之 前和之后获取的两个帖系列125,127。图6中的帖中的每一者的屯、肺循环的阶段由数值表 示。应当理解，运些值为了说明目的而被有意简化，屯、肺循环实际上为屯、脏循环与呼吸循环 的更复杂组合。
[0083] 在集117的帖之中捜索时，应当理解，系列119,121具有30°的相差。然而，帖129， 131彼此同相并且适用于下文所述的重建算法。相似地，在集123中，系列125,127具有90°的 相差。然而，帖133,135彼此同相并且适用于所述重建算法。
[0084] 重建。
[0085] ?胃步并找出其中冠状窦导管大致在同一阶段的两个帖之后，我们可假定Ξ维点 为投影射线的相交点（Ξ角测量）。然而，代替对应二维点，存在二维路径。导管在连续帖上 的二维点的对应关系是未知的。针对同步对Ξ维帖构建导管的最佳拟合Ξ维模型。在步骤 67(图2)中实施重建。本文中呈现了Ξ种重建算法。
[00化]I.使用线性片段的迭代重建
[0087] 一种构建Ξ维模型的方法利用由接头连接的具有恒定长度的线性Ξ维片段的链 组成的导管模型。指定所述模型的参数为：
[008引1. Ξ维末端位置(tip化S)。
[0089] 2.片段长度(恒定的，L)。
[0090] 3.每个片段相对于前一片段的取向（两个角-球面坐标，α，β)。
[0091] 为计算接头的Ξ维坐标，我们需要针对每个接头使用运两个取向角(α，β)来生成 旋转矩阵。限定连接到接头η的片段的取向的旋转矩阵定义如下：
[0092]
[0093] 在针对所有接头构建旋转矩阵之后，我们可按照下述方式生成接头的Ξ维坐标。
[0094]
[00巧]接头1些末端位置 0.
[0096] 找出导管的特定形状和位置的过程为迭代的。首先，使用已知的照相机位置和末 端（导管的第一电极）的图像坐标，我们将导管的Ξ维位置初始化为投影射线的相交点（Ξ 角测量）。然后，在迭代过程中，我们找出每个线性片段的取向，使得其投影最接近于跟踪的 二维路径(类似于热力系统的外能）。为限制Ξ维模型W类似于实际导管，我们还使导管的 Ξ维曲率最小化(类似于内能）。术语"外能"和"内能"为方便起见用于在下文说明中描述线 性片段。
[0097] 换句话讲，我们捜索其在图像上的投影尽可能接近于跟踪的二维路径并且具有最 小限制的Ξ维曲率的Ξ维导管模型。
[0098] 现在参见图7,图7为根据本发明的实施例的通过构建线性片段方法产生的冠状窦 导管的示意图。
[0099] 下面，我们描述内能和外能、最佳化目标W及最佳化排程：
[0100] 外能。
[0101] Ξ维导管模型的外能反映投影到运两个二维巧光镜平面上的线性片段的接头与 运两个二维跟踪的导管路径之间的距离。
[0102] 首先，我们定义采用Ξ维导管模型的参数向量θ(末端位置和每接头的两个角）并 且返回与Ξ维导管的接头对应的m个Ξ维点的函数。
[0103]
[0104] 然后，我们定义将Ξ维导管的m个接头的Ξ维位置投影到两个巧光镜图像平面上 的函数。
[0107]接下来，我们定义估计投影点中的每一者至沿着巧光镜图像平面中的每一者中的 导管路径的η个二维点（点1，点2)的软最小值距离的函数：
[01 0引 d_软（接头，点）i : (IT2，Rnx2 ) 一Rmxl
[0109]
。
[0110] 我们使用软最小值(和下面的软最大值确保导数在整个最佳化过程期间为连 续的。软最小值(或最大值函数)定义如下：
[0111]
[0112] 当时，函数接近硬最大值，并且当时，函数接近硬最小值。对于软最 小值，我们使用k = -l，并且对于软最大值，我们使用k=l。
[0113] 最后，我们定义外能：
[0114]
[0115] 内能。
[0116] ^^来，我们定义内能。内能的目的是限制导管的演化Ξ维模型，使得其具有呈Ξ 维的平滑形状并且不"弯曲"太多。
[0117] 首先，我们定义两个单位方向向量之间的角的切线函数。我们将所述单位方向向 量定义为从一个接头到下一个接头的向量：
[0120]其中cl为防止被零除的小常数。tan在V2时为不连续的。为了缓解此警告，我们定 义W下连续函数：
[0121 ] 连巧切线巧,)二（'1 - W巧,*館诚焉，玲_1) + W鶴，斬-1): *巧
[0122] 其中w为曲函数并且c2为替换呈大角度的切线的值的大系数。函数w定义为：
[0123]
[0124] 其中a和b被选择成使得曲函数在V3时离开0并且在V2时接近1。
[0125] 最后，内能定义如下：
[0126]
[0127] 迭代最佳化。
[0128] 为迭代地重建导管，进行W下操作：
[0129] (1)根据运两个巧光影像中的跟踪二维位置使用Ξ角测量来找出Ξ维末端位置。
[0130] (2)向Ξ维模型的生长端部添加片段。该片段被添加成使得其方向向量指向与前 一片段相同的方向(〇 = 〇，0 = 〇)。然后，使运些角最佳化W使外能和内能最小化。
[0131] (3)在使最后点最佳化之后，使到现在为止添加到模型的所有接头(包括末端)最 佳化。
[0132] (4)重复步骤2,直到Ξ维模型的投影在至少一个巧光镜图像中覆盖导管的整个二 维路径。
[0133] 最佳化目标(对于两个阶段2和3而言)如下：
[0134]
[0135] 其中不同λ代表误差的加权。
[0側 II.使用线性片段的基于巧光镜图像的迭代重建。
[0137]此算法与前一算法(使用线性片段的迭代重建）的相似之处在于其依赖线性片段 Ξ维导管模型和迭代重建。然而，代替依赖跟踪来描述导管的二维路径，所述算法依赖巧光 镜图像本身。运消除了对跟踪整个导管的需要并且减少了出错的机会并且节省了时间。现 在，我们只需要在所有各电影帖中跟踪导管的末端来用于同步的目的并用于初始化模型的 Ξ维末端位置。接下来，进行线性片段的迭代加法，使得其投影处于看起来最像导管的图像 中的位置。使用上文所述的匹配过滤器(框81，图3)使得我们能够检测看起来最像导管的区 域并因此有利于最佳化过程。迭代最佳化除了外部成本函数之外相同于前一实施例。在此 实施例中，比照作为导管位置的候选者（即，在过滤器中具有强响应）的图像中的点来测量 距离。
[013引 III.使用外延对极几何的全局重建。
[0139] 该算法W通过进行匹配点的Ξ角测量(在Ξ维空间中找出投影射线的相交点处的 点）并且然后使用最佳化过程得到最终导管模型来找出对Ξ维导管路径的全局初始推测。 匹配过程基于在本领域中熟知的外延对极几何。
[0140] 现在参见图8,图8为解释根据本发明的实施例的外延对极几何的应用的示意图。 匹配过程依赖鉴于来自第一图像139的图像点137和照相机(未示出）的精确几何形状，第二 图像143上的对应点141将位于图像143中的特定二维线145上的事实。
[0141] 现在参见图9,图9呈现示意性地示出根据本发明的实施例的使用外延对极几何的 重建阶段的两个示意图。由于上文所述的同步过程并不精确，因此基于已知二维点（即，导 管的末端)使对应二维对帖中的一个帖149的二维路径147垂直移位，W迫使所述对中的另 一个帖151符合外延对极理论。垂直位移由帖151上的箭头指示。换句话说，我们使二维路径 沿箭头153垂直移位，使得末端将位于由帖149中的导管末端诱发的外延对极线155上。外延 对极线155根据帖149中的点157计算。
[0142] 针对每一对应对帖，我们找出Ξ维点作为投影射线的相交点并将平滑Ξ维样条 (由Θ参数化)拟合到运些点。然后，我们将Ξ维样条投影到运两个二维影像平面。我们然后 修改Ξ维样条，W使二维投影与二维路径之间的距离最小化。下面是对此最小化程序的描 述：
[0143] 首先，定义采用Ξ维样条的参数向量Θ并返回沿着该样条进行采样的m个Ξ维点的 集合：
[0145]接下来，定义将Ξ维点投影到运两个巧光镜平面的两个函数：
[0148] 根据跟踪结果，我们得到沿着巧光镜平面中的每一者中的导管路径的二维点的集 合:点1，点2
[0149] 现在我们定义找出一个二维点集与另一个二维点集(不对称)之间的最小距离的 函数
[0156] 运动估计。
[0157] 重建导管的两个3D模型后，我们可计算它们之间的转换。我们假定转换仅由旋转 和平移(R，T)组成。预期相同的3D形状/曲线，我们迫使运两个导管为相同长度的（使用它们 的曲率，我们切割更长导管的多余尾部区域）。使用最佳化过程，我们找出使导管之间的距 离最小化的旋转和平移。在最终步骤69(图2)中执行运动估计。
[0158] P1和P2描述沿着运两个重建导管的3D点。如前所述，我们定义找出一个3D点集与 另一个3D点集之间的最小距离的不对称距离函数。
[0161]我们还将两个3D点集(其属于运两个导管)之间的平均双向（对称)距离定义为：
[0162]
[0163] 为找出运两个导管之间的正确转换，我们使W下最小化：
[0164]
[0165] 此转换使得我们能够推论患者屯、脏位置的变化。现在参见图10,图10为示出根据 本发明的实施例的冠状窦导管的运动估计过程的示意图。示出Ξ个导管图像159,161，163。 图像159代表电影系列的第一帖中的导管。图像161代表电影系列的第二帖中的导管。已发 生平移和旋转位移。图像163代表使用上文所述的算法转换图像159的结果。将显而易见的 是，在显示器中，图像163尽可能接近图像161，即，几乎叠加在图像161上。除了平移和旋转 W外，在图像163中，还存在图像161的尾部片段165的截断。将转换图像显示给操作者补偿 运动并且使得操作者能够观察与导管相关联的数据，而无需应对由屯、脏和呼吸运动引起的 干扰运动效应。
[0166] 另选实施例。
[0167] 现在参见图11，图11为根据本发明的另选实施例构造和操作的用于对活体受检者 的屯、脏进行消融手术的系统167的立体说明图。系统167类似于系统10(图1)，不同的是现在 存在指向屯、脏12的两个巧光镜成像装置37,169,在主角中的每一者处一个。巧光镜成像装 置37,169可同时使屯、脏在左前斜位视图和右前斜位视图中成像。此实施例的优点在于在获 取巧光镜图像时的延迟最小化。由于同步地获取图像，因此同步步骤65(图2)可被省去。
[0168] 本领域的技术人员应当理解，本发明并不限于上文中特别示出和描述的内容。相 反，本发明的范围包括上文所述各种特征的组合与子组合两者，W及不在现有技术范围内 的其变型和修改，所属领域的技术人员在阅读上述说明时应当想到运些变型和修改。
【主权项】
1. 一种方法，包括以下步骤： 将导管引入活体受检者的心脏的冠状窦中； 当所述导管处于所述冠状窦中时，获取包括所述导管的二维图像的第一组帧； 然后获取包括所述导管的二维图像的第二组帧； 在所述第一组和所述第二组的同步帧中建立所述导管的相应二维模型，所述二维模型 包括所述导管的相应跟踪二维路径； 通过识别处于心肺循环的相应阶段的所述第一组的帧和所述第二组的帧来使所述第 一组与所述第二组同步； 根据所述同步帧来构建所述导管的第一三维模型和第二三维模型； 对所述第一三维模型和所述第二三维模型进行几何转换，以使所述第一三维模型和所 述第二三维模型之间的距离函数最小化；以及 显示所述转换的三维模型。2. 根据权利要求1所述的方法，其中几何转换包括将旋转矩阵和平移向量应用到所述 第一三维模型和所述第二三维模型中的一者，并且显示包括叠加所述转换的三维模型。3. 根据权利要求1所述的方法，其中所述受检者具有矢状平面，并且其中获取所述第一 组和获取所述第二组的所述步骤各自包括以与所述矢状平面的第一主角来获取帧和以与 所述矢状平面的第二主角来获取帧。4. 根据权利要求3所述的方法，所述第一主角与所述矢状平面成30°，并且所述第二主 角与所述矢状平面成_30°。5. 根据权利要求3所述的方法，还包括同时以所述第一主角和所述第二主角来获取帧。6. 根据权利要求1所述的方法，其中建立相应二维模型的所述步骤包括以下步骤： 过滤所述第一组帧和所述第二组帧； 在所述过滤帧中对围绕导管路径的通道进行采样；以及 然后在所述过滤帧中确定所述导管最佳路径。7. 根据权利要求6所述的方法，其中过滤包括对所述同步帧的海森行列式进行快速径 向转换。8. 根据权利要求6所述的方法，其中过滤包括对所述同步帧的海森行列式应用单演过 滤器。9. 根据权利要求6所述的方法，其中过滤将匹配过滤器应用到所述同步帧中的管。10. 根据权利要求1所述的方法，其中构建第一三维模型和第二三维模型包括： 构建由接头连接的线性三维片段的链；以及 计算所述接头的三维坐标，以使所述三维片段在所述相应跟踪二维路径上的投影的偏 差最小化。11. 根据权利要求10所述的方法，其中构建链和计算三维坐标的所述步骤迭代地进行。12. 根据权利要求10所述的方法，其中建立相应二维模型包括跟踪所述同步帧中的所 述导管的末端的步骤，并且构建第一三维模型和第二三维模型包括初始化所述末端的三维 坐标。13. 根据权利要求1所述的方法，其中构建第一三维模型和第二三维模型包括以下步 骤： 将多个三维点定义为相应投影射线的相交点； 将三维样条拟合到所述三维点以限定三维路径； 将所述三维路径投影到所述二维模型中的一者上；以及 修改所述三维路径以使所述投影三维路径与所述一个二维模型之间的所述距离函数 最小化。14. 一种设备，包括： 心脏导管，所述心脏导管适于引入活体受检者的心脏的冠状窦中； 显示器;和 处理器，所述处理器与荧光镜成像装置协作来进行以下步骤： 当所述导管处于所述冠状窦中时，启动所述荧光镜成像装置以获取包括所述导管的二 维图像的第一组帧并且然后获取包括所述导管的二维图像的第二组帧； 在所述第一组和所述第二组的同步帧中建立所述导管的相应二维模型，所述二维模型 包括所述导管的相应跟踪二维路径； 通过识别处于心肺循环的相应阶段的所述第一组的帧和所述第二组的帧来使所述第 一组与所述第二组同步； 根据所述同步帧来构建所述导管的第一三维模型和第二三维模型； 对所述第一三维模型和所述第二三维模型进行几何转换，以使所述第一三维模型和所 述第二三维模型之间的距离函数最小化；以及 将所述转换的三维模型显示在所述显示器上。15. 根据权利要求14所述的设备，其中所述荧光镜成像装置以第一主角和第二主角来 获取所述第一组和所述第二组。16. 根据权利要求15所述的设备，其中所述受检者具有矢状平面，并且所述第一主角与 所述矢状平面成30°，并且所述第二主角与所述矢状平面成-30°。17. 根据权利要求15所述的设备，其中所述荧光镜成像装置操作以用于同时以所述第 一主角和所述第二主角来获取所述第一组和所述第二组。18. 根据权利要求14所述的设备，其中在所述同步帧的一者中建立相应二维模型包括 对围绕所述同步帧的另一者的导管路径的通道进行采样并且针对所述通道确定所述一个 同步帧中的最佳路径。19. 根据权利要求14所述的设备，其中建立相应二维模型包括对所述同步帧的海森行 列式进行快速径向转换。20. 根据权利要求14所述的设备，其中建立相应二维模型包括对所述同步帧的海森行 列式应用单演过滤器。21. 根据权利要求14所述的设备，其中建立相应二维模型包括将匹配过滤器应用到所 述同步帧中的管。22. 根据权利要求14所述的设备，其中构建第一三维模型和第二三维模型包括： 构建由接头连接的线性三维片段的链；以及 计算所述接头的三维坐标，以使所述三维片段在所述相应跟踪二维路径上的投影的偏 差最小化。23. 根据权利要求22所述的设备，其中构建链和计算三维坐标的所述步骤迭代地进行。24. 根据权利要求22所述的设备，其中建立相应二维模型包括跟踪所述同步帧中的所 述导管的末端的步骤，并且构建第一三维模型和第二三维模型包括初始化所述末端的三维 坐标。25. 根据权利要求14所述的设备，其中构建第一三维模型和第二三维模型包括以下步 骤： 将多个三维点定义为相应投影射线的相交点； 将三维样条拟合到所述三维点以限定三维路径； 将所述三维路径投影到所述二维模型中的一者上；以及 修改所述三维路径以使所述投影三维路径与所述一个二维模型之间的所述距离函数 最小化。
【文档编号】A61B18/12GK105877744SQ201610085981
【公开日】2016年8月24日
【申请日】2016年2月15日
【发明人】M.巴-塔, O.佩雷兹, A.哈鲁维, G.科亨
【申请人】韦伯斯特生物官能(以色列)有限公司