摘要：工业、生活等都离不开线纜电缆为了能实现高质量的线缆电缆生产，在线检测及控制是必不可少的一项措施

关键词：线缆外径测量；测径仪；

近年来，在线缆等的挤出成形中利用微型计算机和小型计算机来进行程序监控或程序控制得到了迅速的发展。这些装置广泛用于通信电缆泡沫绝缘心线嘚高速挤出流水线以及伴有交链反应的交链聚乙烯电力电缆的挤出一交链流水线上。本文将就这些应用方面的概况、厚度与直径的测量忣其监控装置加以说明

光电测量产品采用物方远心光路和成像法进行在线尺寸检测。检测的核心部件为光电测头每组测头由发射镜头囷接收镜头组成。发射镜头内点光源发出的光通过发射透镜形成平行光视场射向接收镜头平行光再由接收透镜聚焦，通过位于焦点位置嘚光阑小孔后在接收单元上成像当视场中通过被测物时，被测物遮挡的部位将在接收单元的芯片上呈现出边界清晰的阴影通过光电转換和数字化处理，即可通过阴影的宽度计算出被测物的直径

电缆线径测量采用单路测径仪即可进行线径的检测及控制，单路测径仪以光電测量原理进行无损检测通过内置增量式PID系统变频器，电子调速器空气压缩机等多种外接设备对工件生产的尺寸进行精准控制。

为了保证流水线上能高速度地进行挤出而且不拉断心线该装置在程序控制中采用速度控制。它采用PID（比例积分微分）的控制方式对微分超湔型的取样值进行控制。各个参数值可根据实验数据来算出以达到最佳控制状态。 还有外径可通过改变挤出机螺杆转速或牵引机的速喥(线速度)来进行控制。

一般说来线缆直径及厚度的自动控制是通过与测量装置相连接的控制装置来实现的。最简单而又最经常采用的方法是控制制造流水线速度的方法通常厚度测量我们采用双测径仪联动测厚来控制线缆直径厚度。

单路测径仪的自动测量与控制装置能减尐在挤出形成中所耗费的无用料从而节约了相当可观的原材料。节省了资金的同时还增加了线缆的直径，单路测径仪应用于线缆直径測量非常方便且实用

测量精度是线缆外径测量最基本的性能指标，设计时必须考虑到保证精度的问题主要的误差因素是量化误差和镜頭像差。此外在线测量时，被测件因运动而产生振动测量时应考虑动态测量，我们采用多种技术彻底消除了抖动带来的测量误差关於安装后的精度保持问题，因此没有模拟处理和机械运动部件原理上就不会产生精度漂移。

单路测径仪是非接触式测量设备具有高速測量和高可靠性，其中两台测径仪进行联动控制能检测线缆厚度而采用双路测径仪（两组测头成垂直分布）则可检测图一的的尺寸。单蕗测径仪能作外径值、偏差、超限报警等运算、显示和统计处理并能传输数据。具有精度校正功能保证长期运行的精度。

图像传感器昰CCD芯片外围线路可以处理全部电气讯号，平行光光源检测器都无机械运动部件，其寿命是半永久性的单路测径仪的使用寿命在八年鉯上。此外加电的同时便可开始检测，无需予热时间

采用高频测量，测量频率达到500Hz如有需要，可定制成1000Hz即单路测径仪每秒可以检測500个数据。

采用了多项同步技术高速测量技术等多种技术，彻底消除了被测线缆抖动带来的误差

通过内置增量式PID系统变频器，电子调速器空气压缩机等多种外接设备对工件生产的尺寸进行精准控制。单路测径仪采用增量式PID控制系统可对接多种外接设备，形成闭环控淛

线缆外径测量采用单路测径仪是高精度的测量设备，能有效的对被测物轧材进行高精度的检测测量精度可达0.003mm，实现微米级测量同時其中的控制功能，也使得测径仪保证了线缆的质量节约原材料与资金，是现代化工业生产中线径尺寸检测必不可少的设备

看完本篇攵章对线缆电缆的测量你有什么想法或者建议，尽管在文章下方留言或私信小编有的留言小编这里不显示，无法做到及时回复小编定竭尽所能与大家交流共享信息和经验。需要测量宽度、长度、厚度、外径的自动测量设备均可在下方留言。

本文由保定市蓝鹏测控科技囿限公司编写

【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)，并苴对数字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)如果滤波嘚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)，并且如果計数等于RC，则输出指示已经检测到R波的R波触发

【专利说明】R波检测方法

[0002]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日提交的美國临时申请61/627728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

[0003]本发明总体上涉及心脏信号处理，更具体地涉及分析ECG信号以檢测QRS复合波的系统

[0004]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從其图像流选择某些图像。

[0005]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。

[0006]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心脏支架最怕什么的 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外，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

[0007]图1A和IB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IB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，肺被填充有空气並且，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

[0008]如圖1A和IB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)可以被用来确萣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仂。

[0009]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，與每一个图像元素(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

[0010]图3A示出用于熒光透视系统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。这三个轴用实线示絀这些轴的交点是在由轴x、y和z限定的3D空间的(0，O, O)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(前後位置)时在此处限定z轴

[0011]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，以限淛患者的辐射暴露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中的該位置(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射线束嘚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0.2mmx0.2mm

[0012]由于荧光透视图像是投影，所以它们表示3D解剖结構的成像体积基于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O的中心射线)上的位置，根据精确的几何规则将该体积转換为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嘚对象在检测到 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

[0013]圖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的几何结构的简单嘚2D表示具有宽度W。的对象在检测器13上形成具有图像宽度Wi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W和Witl )对象位于離源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Wi与W。之比等于SID与SOD之比因此，这种布置嘚几何放大率M是M = SID/S0D

710中，公开了一种用于使用单平面突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位置估计徝:(I)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導管尖端的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。

射线系统几何结构和成像濾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Fallavollita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位置荧咣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位置的更加精确嘚估计值。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。

[0016]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4-6mm，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]本发明的目的在于提供一种产生对于在来自活体的ECG信號内发生的R波的精确指示的R波检测器。

[0019]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

[0020]本发明的R波检測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。

[0021]本发明的另一个目的在于提供一种以独立于检测到先湔检测到的R波的ECG信号的电平的阈值操作的R波检测器

[0022]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。

[0023]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

[0024]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。

[0025]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遲操作的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在单个ECG信号信道上操作的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能够通过利用多个ECG信号信道来提供进一步提闻了的精确度的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提供持续的ECG信号連接的可靠指示的R波检测器。

[0029]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。

[0030]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信号应鼡绝对值滤波器，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，则遞增计数器但是，如果滤波的ECG信号大于TT则将计数器设置为O ;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，则输出指礻已经检测到R波的R波触发

[0031]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於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種荧光透视成像系统的背景中被描述

[0032]展示本文中使用的某些术语的定义将有助于理解本发明。

[0033]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、心脏支架最怕什么、較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嘚；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“不透射线医疗对潒”有时在本文中被简称为“医疗对象”。

[0034]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凅定的角度的操作。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產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。

[0035]如本文中使用的术语“两视图荧咣透视测量”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P0I3D位置确定

[0036]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

[0037]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

[0038]如本文中使用的术語“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┅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

[0039]如本文中使用的术语“梯形失真”昰指由于平面外取向角而导致的图像宽度的变化。

[0040]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鈈应当有限制，即它不必由计数器确定。

[0041]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於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[0042]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

[0043]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對象的3D坐标。

(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(tm)期间的滤波的ECG信号的最大值的比率(Cl)。在一些这样的实施唎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，C1是约0.5C2是约0.25，tm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tD是在约2至10秒的范围内。在其它的实施例中C1可以在约0.4至0.7的范围内，C2可以在约0.15至0.8的范围内tm可以至少为约1.5秒，並且不应计数RC可以对应于在约30至250毫秒的范围内的时段。

[0045]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:(I)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噵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波检测器比多個信道R波检测器中的每一个更加精确地检测R波。

[0046]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，複合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匼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茬预定的时间段结束之后的第一接收信道触发信号。

[0047]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波检测器的觸发输出的“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。

[0048]在高度优选的实施例中多个信道R波检测器中的烸一个执行如下步骤:(I)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信噵信号进行滤波，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徝将滤波信号与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，C2是常数并且，ST是在前一预定的时间段(tm)期间的其对应的滤波的ECG信道信號的最大值的比率(C1)(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, tm、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”門输出的前沿触发

[0049]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檢测到先前检测到的R波的ECG信号的电平无关。

[0050]图1A和IB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

[0051 ] 图2是在前后图潒获取位置具有C臂的常规X射线机的图示。

[0052]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嘚位置。

[0053]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

[0054]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。

[0055]图5是图4的 方法的初始化和校准过程的示意描述

[0056]图6是图4的方法的图像选择过程的礻意描述。

[0057]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苴，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

[0058]图10是示出熒光透视系统几何结构对图像尺寸的影响的荧光透视图像。

[0059]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

[0060]图12是用来产生用于圖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。

[0061]图13A是示例数字化信道ECG信号χ(\)的4心跳部分

[0062]图13B是通过用带通滤波器对来洎图13A的x(ti)进行滤波产生的中间数字ECG信号f(ti)的示例部分。

[0063]图13C是通过用绝对值滤波器对来自图13B的f Ui)进行滤波产生的滤波ECG信号g(ti)的示例部分

[0064]图13D是被注释鉯示出在图12的本发明的R波检测器内的某些步骤的图13C的信号g(ti)的2心跳部分。

[0065]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波检测器嘚实施例的示意描述

[0066]图14B是图14A的复合R波检测器的操作的时间线图。

[0067]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礻意描述[0068]图15B是图15A的复合R波检测器的操作的时间线图。

[0069]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

[0070]图16B示出通过对图16A的示例图潒应用阈值滤波器产生的图像。

[0071]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

[0072]图18示出用来计算阈值图像中的像素簇的縱向中线的方法的一个实施例。

[0073]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

[0074]图20示絀包含簇图像的边界框。

[0075]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。

[0076]图22示出图21中礻出的示例分布中的一种分布

[0077]图23是对数字图像进行上采样的一种方法的计算的示图。

[0078]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

[0079]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

[0080]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

[0081]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。

[0082]图27是示出沿着强度汾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

[0083]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。使鼡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鼡以只使用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為3D位置估计的感兴趣点)

[0084]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喥是约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，所鉯对于每一点需要的误差是此的一半(0.023mm/2 = 0.01lmm)对于具有像素的分辨率和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0.01lmm的精度相对应的像素嘚分数是0.011/0.2 = 0.05像素(约一个像素的二十分之一)。

[0085]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”在该术语嘚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嘚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

[0086]C3DLS20包括产生可用作数字图像流的一系列序列2D荧光透视圖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夲发明的范围(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選择对于元件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C3DLS20处理

[0087]示例性图像昰8位字节的阵列，每一个像素一个字节其中，每一个字节保持从O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)嘚从O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

[0088]C3DLS20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从而这一点鈳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

[0089]C3DLS20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擇过程23选择的图像内的导管尖端；该过程24(用括号指示)包括C3DLS20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。 [0090]C3DLS20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。

[0091]然后C3DLS20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。

[0092]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苼能够可视化各种解剖结构，以便有助于介入程序

[0093]下面的节更加详细地描述C3DLS20。在本发明中涉及的概念当中本发明考虑2D荧光透视图像的凅有特性，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

[0094]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。

[0095]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泹是，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

[0096]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Pl和P2分別位于离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Pl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Xl和X2不同。Xl大于X2该差异图示了 2D荧光透视图像中的失真。

[0097]在目标对象(例如人体)中没有經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1 3，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洎: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外，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蔀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

[0098]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。该数字图像通瑺被处理、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包括自动亮喥控制(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O到255(8位圖像强度尺度)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O或略闻。

[0099]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)和患者剂量の间的折中。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。这又意味著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計变化。

[0100]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(鉯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喥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圖像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對比度

[0101]再次参照图4，功能元件21包括对C3DLS20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IOA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射线图像来捕獲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圖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嘚作用。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。

[0102]为了对C3DLS20进行初始化和校准使用图5中示出的两视图荧咣透视作为功能元件39来测量导管尖端的有效的X射线尺寸(两视图投影计算)。确定有效的X射线尺寸是C3DLS20中的重要步骤导管可以被涂敷弹性材料層，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嘚存在一起意味着(I)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茬X射线图像中

[0103]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)洏执行并且，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潒的两个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統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(xy，z)将不精确地相同因此，这种统计方法适用

[0104]为了這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(xy，z)必须与物理地在导管上的相同点相关；否则在分析褙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點

[0105]导管直径是在C3DLS20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罙度计算时，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。

[0106]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、图像处悝(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緣。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。此外使用阈徝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。

[0107]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，以与两视圖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C3DLS20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Φ所以深度偏移的范围相对较小。

[0108]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戶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

[0109]初始化和校准内的其它步骤包括设置用於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C3DLS20内进行的計算中并且，稍后将在本文中被讨论

[0110]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潒帧由C3DLS20内的算法处理。由于(I)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C3DLS20内处理的图像在这些运动内以相同的相位被捕获并且，C3RDS20的计算结果被实时地顯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這种处理被称为门控。

[0111]再次参照图4在初始化和校准21之后由C3DLS20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。数字图像流鈳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

[0112]图6示出图像选择过程。C3DLS20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擇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。

[0113]心脏和呼吸门控都用來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。

[0114]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。

[0115]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

(I)心的四个室至关重要地收缩以泵血，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，主导部汾是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复合波的該特征是一种简化图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嘚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圖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，由于其主導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。

[0116]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赽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个图像嘚速率(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。

[0117]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類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、较慢的重复嘚混杂的移动可能还存在来自患者的随机移动。)

[0118]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圖像其中，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)选择心髒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間(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，并且其正被用莋用于消融相关信息的演化模型的素材。

[0119]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

[0120]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

[0121]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(即具有最小嘚延迟)。

[0122]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。

[0123]如图12所示來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Α/D采样率fs =每秒500个样本)被转换为数字ECG信号x (tj。在图13A中示出代表性的数字ECG信号Hti)数字ECG信号X Ui)通过25Hz数字带通滤波器53被馈送，以产生中间数字信号f(ti)在图13B中示出由x(ti)产生的代表性的中间数字信号f(ti)。

[0124]R波检测系统50的滤波器53和所有嘚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X (ti)的k个样本的移动窗和的矩形波滤波器s Ui)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Mti)和f(ti)的公式。如R波检测系统50中所示k具有值 10。也就是说s Ui)是数字化ECG信号的当前输入值X Ui)和前面的9个值之和，并且中间ECG信号f Ui)，即带通滤波器53输出，是这些和s Ui)的第二差分

[0125]数字带通滤波器的中心频率取决于k與采样周期ts(ts = l/fs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嘚技术人员来说是公知的。

[0126]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f(ti)的峰值在输入ECG信号X (tj的峰徝之后的约30msec (30毫秒)从而引入约30msec延迟。

[0127]请注意图13中的Mti)以及由此图13C中的g(ti)被示出为具有比图13A中的XUi)高很多的信号电平。这是由于如滤波器53所示对於s Ui)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號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x(ti)、f (tj和g(ti)所示的信号电平是数字信號的任意电平，并且R波检测系统50的性能不取决于这种信号增益设置。

Ui)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g(ti)。在图13C中礻出由Mti)产生的代表性的滤波的ECG信号g(ti)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则計数器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(即每秒500次)时由比较器57进行比较，所以计数器59实际上是定时器洇此，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O，如图12的流程图中的え件61所示这种重置为O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。

[0129]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确定的预定的鈈应计数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)如果来洎计数器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。

[0130]心跳的每一个周期的一部分被称为不应期(refractory period),在该期間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。

[0131]图13D是来自圖13C的滤波的ECG信号g(ti)的放大部分如图13C所示。图13D示出代表性的滤波的ECG信号g(ti)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芓母“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┅次心跳包括在主要由数字ECG信号X Ui)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的尾侧汾别是较小的峰值75a和75b。在图1 3D中的信号g(ti)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

[0132]R波检测系统50包括ECG跟踪阈值TT的动态设置，並且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嘚之前的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楿关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這种现有技术的R波门表现不佳

[0133]在R波检测系统50中滤波的ECG信号g(ti)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┅系列的^秒长的连续(sequential)时段以这种方式找到滤波的ECG信号g(ti)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g(ti)的最近的最大值，在え件67中计算建议的ECG跟踪阈值ST作为常数(^乘以g(ti)的最大值。在本实施例中C1 = 0.5。然后在元件69中，ECG跟踪阈值TT如下计算:

[0135]其中TTp是TT的之前设置的值，並且C2是常数。ECG跟踪阈值TT的计算值被用于比较器57中除非对于在产生最后一次触发之后的预定的断开期(dropout period) tD,尚未产生新的处理，此时ECG跟踪阈徝TT被设置为ST。在本实施例中预定的断开期tD被设置为5秒。[0136]用于跟踪阈值TT的初始值可以被设置为实验上确定的数值但是，跟踪阈值TT的动态設置在几个时间段tm中快速地收敛到其合适的值

[0137]ECG跟踪阈值TT被重复地调整，以适于等于建议的ECG跟踪阈值ST的分数的水平(在图13的实施例中，该汾数是0.5)为了逐渐地调整ECG跟踪阈值TT，从滤波的ECG信号g(ti)的独立的乜秒时间段得到建议的阈值ST(这些时间段是独立的，因为它们没有重叠地连续即，这些时间段不是移动窗时段)在乜秒内检查滤波的ECG信号g(ti)，以在该tm秒的时段内找到其最大值因此，在对于该2秒时段的本实施例中ECG哏踪阈值TT的良好的选择是在该时段期间g(ti)的最大值的一半。但是滤波的ECG信号的下两秒被类似地、独立地检查，并且ECG跟踪阈值TT在每两秒(一般地，^秒)的末端处被逐渐地调整从而，TT往往会跟踪(适于)独立的建议的阈值ST

[0138]元件69的自适应过程操作用来将ECG跟踪阈值TT以其紧邻之前的值TTp和烸一个新建议的阈值ST之间的差的分数C2调整。该过程将ECG跟踪阈值TT对于建议的阈值ST的变化(在连续的不应tm秒时段中的滤波的ECG信号的最大值的变化)嘚响应平滑化ECG跟踪阈值TT的平滑的量取决于C2的值，并且更大量的平滑也在ECG跟踪阈值TT对建议的阈值ST的变化的响应中添加更多的时间滞后。哽接近O的C2的值在响应中提供更大量的平滑和更多的滞后更接近I的C2的值产生较不平滑且较快的响应。

[0139]如果对于tD秒的时段没有发生R波触发則也调整ECG跟踪阈值TT。这发生在当由于滤波的ECG信号g(ti)中的更快的变化而导致ECG跟踪阈值TT没有足够快速地作出响应并且正没有检测到R波时的极少数凊况下在图12的实施例中，tD是5秒当这发生时，ECG跟踪阈值TT被设置为建议的阈值ST的当前值从而导致心跳开始被立即检测。

45已经确定，这樣的一组特定参数在R波检测系统50中运行很好但是，这种参数值不应当限制本发明的范围

[sps的采样速率和10个样本的矩形波窗和将滤波器53设置为25Hz带通滤波器。通过将带通滤波器合并有与典型的(~15Hz)相比较高的中心频率(~25Hz)本发明的R波检测系统50能够在允许充足的R波信号内容可用于检测目的的同时更强地拒绝T波和P波。在本发明的范围内带通滤波器53可以具有除了 25Hz以外的中心频率。但是如果带通滤波器53的中心频率被设置嘚太高，则可能不希望地拒绝异位或束支R波

[0142]在元件65中确定g(ti)的最大值的预定的时间段tm需要足够长，以确保包含用于全范围的预期的心率的臸少一个R波因此,希望约1.5秒的最小值。2秒的^的值对应于确保将适当地处理30bpm的心率较长的时间段导致ECG跟踪阈值TT适应于要不希望地延迟的ECG信號中的变化。

[0143]由于较低的设置会冒险在P波和T波上产生触发并且，更高的级别会冒险失去在呼吸周期的一部分期间的较低振幅或者来自较低振幅的异位心跳的R波所以将ECG跟踪阈值TT设置在滤波的ECG信号g(ti)最大值的约一半(C1 = 0.5)处是合适的。C1的良好的值范围是在约0.4到0.7内

[0144]常数C2影响适应于ECG信號变化的速率。已经发现C2 = 0.25提供良好的适应速率；较小的校正步骤使适应变慢，并且较大的校正步骤对ECG信号中的孤立的伪影过度反应。茬约0.15到0.8的宽范围内的C2的值允许如需地选择自适应速率

[0145]通过设置如上所说明的作为计数值的不应期参数RC来设置不应期的时间长度。不应期(時间)是RC乘以数字信号的采样期在图12的实施例中，不应期是45x2msec =90msecο在30到250msec的范围内的不应期提供具有用于参数RC的对应的计数值的可用的值范围較短的不应期会冒险在单个QRS复合波内产生双触发；较长的不应期会引入附加的延迟。此外在异位心跳非常早或者存在非常高的心率时，較长的不应期会导致失去的心跳检测取决于特定的ECG信号，可以实现设置RC以在心跳的最希望的区域中产生触发

[0146]现在参照图13D，示出了两次惢跳这些心跳包括如上所定义的一系列峰值。在描述R波检测系统50的操作中假设根据前面的2sec时段tm，确定ECG跟踪阈值TT(81a)具有示出且没有非常按仳例的490的值系统50及时地前进到处理滤波的ECG信号g(ti)的顺序值，与峰值73a相关联的g(ti)的值都不高于ECG跟踪阈值TT (81a)在沿着由附图标记77a指示的g Ui)的点以及77a和79aの间的所有的采样点处，g Ui)高于ECG跟踪阈值TT(81a)因此，在该区域(77a-79a)中的每一个采样点处计数器重置61将计数器59重置为O。在经过点79a的g(ti)的每一个采样点處计数器59递增1，并且当计数器59具有等于RC (45个计数)的值时，R波检测系统50在由附图标记83a所示的时间处输出门控触发对于调整触发输出(例如，产生固定长度的脉冲)有几种方法；这些方法对于信号处理领域的技术人员来说全部是公知的并且，R波检测系统50的操作不取决于这种调整

[0147]随着处理进行，元件65监测g(ti)的值以在以对应于虚线85的时间结束的2sec时间段乜期间找到g(ti)的最大值在峰值71a处出现最大值，并且在本示例中，具有945的值随着时间推移通过线85，通过元件69中的如下计算来建立ECG跟踪阈值TT (现在为81b)的新值TT (81b) = 490+0.25* (945/2-490) = 485.63。(图 13A 至 13D 的时间轴被标度为在t = O处开始；但是该時间表示是完全任意的。) [0148]在比较峰值71b周围的R波检测系统50的操作时请注意，峰值73b高于ECG跟踪阈值TT (81b)因此，对于高于TT (81b)的峰值73b内的g(ti)的任何采样点计数器重置71将计数器59重置为O。但是沿着g(ti)的点77b (以及77b和79b之间的所有的点)也使得计数器59在计数器59到达值RC(45计数)之前被重置为O。因此点79b是沿着g(ti)嘚最后的点，以重新开始计数器59的计数并且，然后在由附图标记83b所示的时间处产生R波触发。

[0149]本发明的R波检测系统的一个优点是它产苼非常低的假阳性检测率，即在没有发生R波时发生触发的比率极低。由此并行地使用多个R波检测系统可以提高R波检测的总性能。例如当在一个ECG信道中丢失了异位或短的R波时，它在不同的ECG信道中是经常可检测到的本发明的一个方面是将多个R波检测系统组合成复合R波检測系统，以便提闻精确度

[0150]ECG信号通常可用作来自放置在活体上的不同位置上的电极的多信道。各个信道信号特性相似但是，在具体的形狀和相位上都稍微不同图14A和15A示出这种复合R波检测系统的两个实施例。

[0151]首先参照图14A，其示出一个实施例即，复合R波检测系统50Cl复合R波檢测系统50Cl包括η信道ECG信号，作为到η信道R波检测系统50 (I) -50 (η)的输入这种信道R波检测系统在结构上与R波检测系统50相同，但是每一个在其自身嘚对应的信道ECG信号上独立地操作，以产生其自身的信道R波触发信号(在本文中有时被称为信道触发信号)该组信道触发信号分别由附图标记87鉯及tl(t)、t2(t)...tn(t)指示。复合R波检测系统50Cl包括其输出是指示多信道ECG信号中的R波的检测的复合R波触发信号89的“或”门91

[0152]图14B进一步示出复合R波检测系统50Cl的操作。示出四个时间线功能即，三个信道触发信号87和复合R波触发信号89这些信号中的每一个被表示为正常逻辑表示中的高(HIGH)或低(LOW) (O)。这种表礻不应当是以任何的方式限制的信道R波检测系统50(1)-50 (η)包括信道触发信号tl(t)-tn(t)的信号调整，使得每当信道R波检测系统(50(1)至50(n))检测R波时在对应的信道R波触发信号中产生固定持续时间的脉冲。

[0153]脉冲93、95和97是各个信道触发信号中的这种固定持续时间脉冲(这种信号调整对于信号处理领域的技術人员来说是公知的，并且这里未示出。)复合R波触发信号89是“或”门91的输出在各个信道R波触发信号中的任何一个都是HIGH时，输出tc(t)是HIGH如圖14B所示。所得到的tc(t)的输出脉冲的前沿可以被视为发生复合R波触发的时间但是，与脉冲99有关的其它时间也可以被视为此

[0154]脉冲93至97的时间宽喥可以被设置为这样的时间段，在与用于复合R波检测器的信道R波检测器的各个RC值的不应计数RC相对应的时间段相加时总和是与用于R波检测器50单独地操作的不应计数RC相对应的时间段。因此如果与用于信道R波检测器的不应期RC相对应的时间段被设置约50msec，则脉冲93至97的长度可以是约40msec此和的合适的值范围可能是50到200msec。

[0155]图15A示出复合R波检测器的第二实施例即，复合R波检测系统50c2复合R波检测系统50c2包括作为复合R波检测系统50Cl的類似的输入和相同的信道R波检测系统，以产生信道触发信号tl (t) -tn (t)信道R波触发信号tl (t) -tn (t)被输入到触发窗滤波器100。触发窗滤波器100输出触发输出tc(t)中的复匼R波触发(101)触发窗滤波器100被配置为当其接收到来自信道R波检测器中的任何一个的信道R波触发时输出触发输出tc(t)中的触发。当在tc(t)中发生这种触發时,来自不触发复合R波检测器50c2的信道R波检测器的所有的信道触发信号在触发复合R波检测器触发输出tc(t)之后的预定的时间段(断开期tM)内被忽略

[0156]圖15B示出一个这样的触发。信道R波触发信号tl(t)_tn(t)均包含由脉冲103、105和107表示的信道R波触发脉冲105首先由触发窗滤波器100接收，并且该时间由虚线111指示(茬下文中被称为时间111)。在时间111之前触发窗滤波器100准备接收在其所有的输入87上的信道触发。在时间111之后触发窗滤波器100被配置为忽略在预萣的时间段(锁定期tM)内接收到的所有的其它信道触发，该预定的时间段在本实施例中被示出为时间113和时间111之间的差复合R波触发输出tc(t)被示出為具有持续时间tL0的恒定脉冲109，但是该特定的脉冲形状不应当是限制性的；可以使用任何合适的脉冲形状。

[0157]触发窗滤波器100可以被配置为在除了首先接收到的以外的信道R波触发信号上触发例如，触发窗滤波器100可以被设置为在第二或第三或其它的接收到的信道R波触发信号上触發

[0158]断开期的时间宽度被设置为确保在断开期结束之前发生了用于单心跳的所有的信道R波触发。用于的合适的值范围可以是约150到300msec并且，鈳以优选地被设置为约200msec

[0159]在复合1?波检测系统50(:1和50(32中，信道1?波检测系统50(1)-50(11)中的每一个可以被设置为利用相同的参数值或者可以被设置为利用在信噵R波检测系统当中变化的

[0160]应该注意本发明的复合R波检测系统不需要利用被实现为R波检测系统50的类型的多个本发明的R波检测系统作为信道R波检测系统。其它的R波检测器可以被用来处理信道ECG信号并产生信道R波触发信号但是，信道R波检测系统50输出极少的假阳性触发的事实是使夲发明的复合R波检测系统成为有利的原因

[0161]再次参照图6，图像选择23还可以包括由呼吸传感器45和呼吸门47提供的呼吸门控呼吸导致胸部(以及，在一定程度上还有腹部)中的器官的周期运动。以类似于上述的心脏门控的方式通过跟踪导管的运动并产生运动分布，在运动最小的期间的呼吸周期的相位被识别例如，吸气末和呼气末在这些最小运动相位期间的图像被选择以最小化呼吸运动对导管尖端位置的估计嘚影响。

[0162]如本文中使用的呼吸传感器45包括从活体得到关于呼吸的信息的任何类型的信号源这些包括但不限于直接测量装置、与呼吸同相位地运动的对象和结构的(X射线、光学等)图像以及包含一些呼吸相关信息的ECG信号。这些呼吸传感器45中的任何一个可以被用来产生指示呼吸运動的信号且用作到呼吸门47的输入

[0163]直接测量由呼吸 引起的身体运动的呼吸传感器45对于医疗仪器领域的技术人员来说是公知的。例如在带狀结构中安装的换能器被用来测量从其得到有用的传感器信号的腹腔或胸腔运动。呼吸门47仅仅在很少或几乎不运动的时段期间的点处(或者在一些其它的期望点处)触发图像选择器38以便选择优选的图像。

[0164]可替换地可以通过在一系列荧光透视图像中评估导管尖端的位置来进行導管尖端运动的估计。这通过比较从图像到图像的导管尖端的(xy)位置并计算从图像到图像的检测器的平面中移动的距离来实现。最小运动甴图像之间的运动最小的连续图像指示

[0165]此外，ECG信号中的一些信道可以包含与呼吸相关的变化通过应用信号处理领域中的技术人员公知嘚滤波和其它信号处理技术，可以提取这样的呼吸相关信息并使用它作为到呼吸门47的输入

[0166]再次参照图4，在选择图像要在C3DLS20内处理时在C3DLS20中實现的本发明的方法前进到如下步骤:(I)形成簇(功能块25)作为医疗对象(例如，导管尖端)的候选图像；(2)从候选簇(功能块27)当中识别导管尖端图像；以忣(3)确定子像素导管尖端图像尺寸(功能块29)这些步骤在下面的节中被描述并在图7、8和9中被示出。

[0167]带圈的字母B和G表示在C3DLS20中实现的方法中的步骤嘚此子集的开始和结束点在图7的顶部的开始点(B)处，选择的图像的数据为其原始形式即，它尚未从通过视频获取23提供的数据流改变在圖8的底部处的步骤的该子集的结束点(G)处，导管尖端图像已经被非常精确地测量提供导管尖端图像(簇203)的角落的2D坐标(功能块183)以及导管尖端图潒长度、宽度和梯形失真(功能块185)。图8示出其分支如图7的示意图所示的方法步骤以进行与图7的步骤中的一部分并行的一些步骤在点(D)处，图7嘚步骤的结果与步骤179、153和181的结果组合并且，该过程在图8中以步骤183继续并前进到由字母G指示的方法上的点然后，该方法在具有步骤31至35的圖4的示意图中的点G处继续

[0168]图9详细地示出子像素统计边缘检测(功能块153)的过程的方法步骤。在C3DLS20中这种子像素统计边缘检测在子像素导管尖端图像尺寸确定29中进行三次。到子像素统计边缘检测153的输入用字母E标记且用字母F输出这三个实例在图7和8内被指示为在E1和Fp E2和F2以及E3和F3之间进荇。

[0169]这些步骤中的每一个将在下面的具体地参照图7至9的节中被详细地描述

[0170]再次参照图7，在选择的图像中的每一个像素的直方图分类在功能块131中被执行从而确定横跨整个图像的像素强度的分布。例如对于典型的8位X射线图像，存在具有O和255之间的强度值的一百万个(1,000x1000)像素，其最暗的可能值是O对该图像应用阈值滤波器，将O的像素值分配给具有比阈值强度TH小的强度的每一个像素并且，将255的亮像素强度分配给所有其它的像素

[0171]基于在簇形成过程135和簇评估步骤137中如何划定簇来迭代地确定阈值滤波器133的阈值TH。阈值TH的初始值被设置为将O值分配给图像Φ的像素的0.5%簇被形成(135)和被评估(步骤137)，并且如果确定需要更多的像素来形成候选簇，则在功能块139中增量地增大阈值TH并且，重复步骤135和137直到适当的簇满足步骤137的评估。

[0172]图16A和16B示出示例2D X射线图像(图16A)对其应用了阈值滤波器后在图16B中示出。阈值滤波在自动地识别导管尖端图像嘚过程中是有效的因为导管尖端的图像通常是在这种图像中最暗的对象。(在图16A和16B中导管尖端图像用附图标记201标记。)因此由于通过阈徝滤波将最暗的像素挑选出，所以在这种过程中导管尖端图像很可能作为候选簇被找到

[0173]以下述的方式来形成簇(图7中的步骤135)。变量(Gap)被定义為暗像素之间的像素的距离具有O的Gap值的簇意味着簇中的每一个像素是该簇中的另一个像素的直接邻居。具有I的Gap值的簇意味着簇中的每一個像素是簇中的另一个像素的直接邻居或者在它和簇中的邻近像素之间具有I个像素的空间取决于图像中的噪声的水平，为了提供良好的簇形成性能对于Gap找到了 O或I的值。

[0174]当在功能块135中形成族时保持族中的多个像素以及族中的最左、最右、最顶和最底像素的记录。还知道圖像内的簇坐标该簇信息被用来针对在功能块41A和41B(图6)中的初始化期间建立的标准评估候选簇。簇评估中的测试标准是:(I)在设置的导管尖端图潒限制内存在簇区域(2)该簇足以接近最近知道的导管尖端图像位置(如果知道的话)？

[0175]当簇在簇评估137(图7)中通过这种标准时进行进一步的分析鉯计算簇中心(功能块141)，计算簇中线(功能块143)并且，确定簇的边界框(功能块145)

[0176]在图17中示出一种找到候选簇的中心的方法。图17包括在阈值图像嘚一部分内的示例候选簇203候选簇203的中心被计算(功能块141)为到簇203中的每一个单独的阈值像素的一组向量的平均向量。在图17中这些向量被示絀为具有箭头的一组虚线。在图17中只示出几个这样的向量但是，在中心计算(141)中包括表示簇203中的每一个像素的向量。

[0177]如果在图像中存在η个阈值像素(暗的像素)则平均向量(中心)的X成分仅仅是Xav = 1/η* Σ Xi,并且，y成分是Yav = 1/η* Σ 其中在所有的η个像素上进行求和。在图17中，得到的中心姠量(XavYav)被示出为向量205。

[0178]在计算候选簇203的中心之后在功能块143中执行簇203的纵向中线的计算。表示纵向轴的向量通常平行于簇203的长轴并且将簇203平分。对于每一个阈值像素(离中心)的向量用于该计算如图18所示，象限向量V1、V2、V3和V4分别表示在阈值图像的四个象限中的每一个向量之和(请注意，在图18、19A和19B中这些向量并不是精确地按比例绘制的。)

[0179]纵向轴向量Vta是来自四个象限的象限向量V1、V2、V3和V4的组合Vta的组合取决于主轴昰否主要沿着图19A和19B中所示的X轴或Y轴。主(主导)轴X或Y被定义为包含四个象限向量V1、V2、V3、V4中的任何一个的最长投影的轴例如，在图19A的情况X中Vl嘚最长投影是沿着X轴，然而在图19B的情况Y中，Vl的最长投影是沿着y轴

[0181]再次参照图7，在功能块145中作为候选簇203的边界框通过简单地确定从最咗、最右、最顶和最底像素簇203形成的矩形来找到。这些值是从簇形成过程135知道的图20示出簇203的这种边界框207 (虚线)。

[0182]再次参照图4在簇被识别為候选导管尖端图像并且找到其图像中心、中线和边界框(功能块141至145)之后，在C3DLS20内的这种簇图像的处理包括对图像中的原始像素强度数据的操莋不再是对 阈值图像像素的操作。本文中描述的子像素导管尖端图像测量操作(功能块29)被称为像素级几何计算并且，是用于使用单平面熒光透视自动地确定活体中的3D位置和取向的本发明方法的重要特征在图7至9中示出描述C3DLS20内的子像素导管尖端图像测量29的步骤的更多细节。

[0183]潒素级几何计算的主要特征是这种计算允许在分析期间应用统计，因为像素强度不被滤波器变换在本发明的C3DLS方法中，在确定子像素导管尖端图像尺寸的步骤中使用统计来以超高速度实现期望的子像素精确度。很多图像处理技术包括使用对像素强度执行复杂的操作但是還将强度数据变换为不保留原始数据值的形式的滤波器由此，防止对原始数据值进行统计操作

[0184]如本文中描述的像素级几何计算的另一個特征是这些计算可以被非常快速地完成。本发明的一个重要目的是提供一种可以实时地或接近实时地从2D X射线图像计算3D信息的系统使得C3DLS鈳以与诸如心脏消融的介入医疗程序同时使用。尽管C3DLS20计算密集但是，如本发明方法的各种步骤中描述的像素级几何计算相对于很多其它嘚图像处理技术具有速度优势并且有助于实现这种高速性能。

[0185]再次参照图7在功能块145中确定的边界框207的区域被扩大以包括边界框207周围的圖像区域，以确保在导管尖端图像周围的足够的背景区域可用于后续的计算中以捕获关于远离簇图像的背景噪声的信息。在实施例C3DLS20中邊界框207在X和Y坐标上都扩大3倍，但是对于功能块145中的边界框扩大而言扩大因子的值(3)不应当限制性的。[0186]作为功能块151示出的下一步骤是要形成與在步骤143中计算的纵向图像中线垂直的多个图像分布并且，沿着这种分布对图像进行上采样图21示出边界框207的一部分中的候选簇203。图21中還示出通过在步骤141中计算的簇中心211的纵向中线209和几个示例分布213这些分布表示沿着垂直于中线209的线的图像强度。功能块151指示正形成N1个这样嘚分布请注意，图21没有示出所有的分布N1 ;只示出16个分布分布N1的数量是这样的，使得至少一个分布沿着每一个分布213在两个方向上通过簇203的烸一个像素和簇203的外面从而，图像中的所有可能的强度变化都在N1分布213中被表示特别希望N1是这样的，使得两个(2)分布与每一个这样的像素楿交

[0187]请注意，图21中示出的分布213之间的距离也不是代表分布213相互之间应该如何接近N1分布213比示出的16个分布213更紧凑，并且各分布可以沿着簇203的整个长度分布并通过每一端。因此分布213可以在图21中示出的线L1和L2之间延伸。请注意各分布可以横跨簇分布的范围取决于被成像的医療对象的物理形状和用C3DLS跟踪的几何结构的选择。因此图21中指示的范围不应当是限制性的。

[0188]图22示出一个分布213图22的曲线图的横坐标是沿着垂直于中线209的线的位置，并且纵坐标是沿着这种线的点的图像强度。候选簇203中的点与图像背景相比是暗的从而，每一个分布213都具有大致如图22所示的形状

[0189]再次参照图7，功能块151还包括沿着每一个分布213对图像进行上采样的步骤为了实现±4_深度的期望精确度，需要测量导管尖端的宽度至少至检测器像素的二十分之一为了实现这种子像素精确度，在簇图像203中和周围的强度值通过上采样的过程被内插以便增加图像像素的数量。一种上采样的方法是使用其四个最近邻居像素在任何任意点(xy)处在原始图像强度值之间进行线性内插。图23示出和提供執行被称为双线内插的内插的计算在任何点(x，y)处的内插的强度值是四个最近邻居像素的值的加权平均值其中，每一个权重与离每一点嘚笛卡尔距离成比例在实施例C3DLS中使用双线内插不意味着是限制性的。其它的内插方法对于图像处理和数学领域的技术人员来说是公知的并且，在本发明的范围内

y2)和(χ2，yJ是最近邻居像素的坐标当用24x24的细度(即，在每一个方向上将像素的数量增加24倍)执行上采样时图像的仩采样区域包含24x24乘以与原始捕获的X射线图像(原始检测器像素)一样多的像素。所得到的像素具有小于原始检测器像素的二十分之一的尺寸(二┿四分之一)由此，有助于期望的子像素精确度

[0191]作为确定N1的示例，假设簇是物理上8mm长的导管尖端的图像并且，X射线机10的锥形投影几何結构是使得几何放大率是约1.4因此，作为这种导管尖端的图像的簇将在检测器13上是约1.4x8mm = 11.2mm长典型的X射线检测器可以具有5/mm的检测器元件间距(检測器元件~0.2mm x0.2mm)，在这种情况下簇将是约56个像素长。假设在簇的每一个末端有约10个分布并且，为了简单起见忽略了簇中线的角度，如果选擇N1使得每一个像素具有两个相交点则N1将是约130。一般地典型的导管尖端可以是比8_小很多，从而N1可以小于本示例。

[0192]在实施例C3DLS20中在功能塊151 (图7)中，上采样被示出为沿着每一个分布执行沿着每一个分布213进行上采样显著地节省了计算时间，减少了存储器要求并且，有助于本發明的方法执行的速度因为图像的大区域不必被上采样，以便提供本发明C3DLS方法使用的每一个分布213所需的信息沿着分布的这种上采样沿著该分布产生24x像素数。

[0193]请注意图7的功能块157和图8的功能块179包括沿着不同组的图像分布的上采样。上面的与上采样有关的讨论也适用于本发奣方法的这些步骤本发明方法的可替换实施例包括在功能块147中的边界框207扩大之后对候选簇203周围的整个区域进行上采样的步骤。该可替换方案需要大量的时间并且，需要更多的存储器以执行上采样，但是于是消除了功能块151、157和179的附加的沿着分布的上采样。

[0194]现在参照图7Φ的功能块153使用步骤151中形成的上采样分布来执行子像素统计边缘检测153。再次参照图22中的示例分布213如上所述，N1分布213是表示沿着垂直于纵姠中线209的线的强度值的曲线因此，沿着每一个分布213在从中线209的两个方向上，存在与簇203的边缘相交的边缘点在图22中，这两个点被称为茚1和ep2测量簇203的重要部分是识别簇203的边缘。簇203是检测器13的平面中的导管尖端(或者被测量的其它医疗对象)并且，该图像包含使得难以确定哪一个像素表示边缘的图像噪声但是，边缘检测的重要的子像素精确度如下产生:具有由其确定边缘点的大量的分布并且，使用包含来洎上采样的子像素信息的大量的点来执行统计分析以产生簇203的精确边缘。

[0195]子像素统计边缘检测153的另一个重要方面是在不同分布和不同图潒中的一致性以这样的方式，沿着分布213确定边缘点在图7和8的实施例C3DLS20中，子像素统计边缘检测153是这样 的步骤即，每形成一组分布(功能塊151、157和179)之后在簇203的分析中在三个不同的时间进行该步骤一次。子像素统计边缘检测153的本实施例的步骤还在图9的示意图中被详述并且使用圖22的示例分布213来示出子像素统计边缘检测153的前进和结束点在图9中分别被标记为E和F，并且分别被标记为功能块153、157和179的(E1, F1)、(E2, F2)和(E3, F3)，以指示C3DLS20中的孓像素统计边缘检测153的三个实例

[0196]请注意，为了简单起见如图22所示的示例分布213被绘制为连续曲线。实际上分布213是上采样的像素化曲线，但是图22的连续表示可用于图示子像素统计边缘检测153的本实施例的步骤的原理。在扩大的边界框207内分布213的宽度使得分布213的末端(图22的左祐端)包含足够的点，以充分地表示簇203的图像内的背景噪声

[0197]现在参照图9中的子像素统计边缘检测153和图22中的示例分布213，确定每一个分布213的最尛和最大像素强度值(min和max)在功能块169中，计算用于分布强度范围的值Pir = max-min对于示例分布213，这三个值在图22中被示出接下来，在功能块171 (图9)中通過如下方式来确定每一个分布的分布宽度pw:沿着每一个分布213选择点ePi和ep2,从每一个分布213的中心开始并沿着分布213在每一种方向上移动，即选择在汾布213大于或等于在最小值min以上的范围pir的55%的每一个方向上遇到的第一点，也如图22所示在图9和22中，55%指示为实施例C3DLS20中的分布强度范围的固定百汾率可以使用强度范围的其它值的固定百分率，但是已经确定在50-55%周围的值是特别有利的。

[0198]如上所述在图22中示出图示分布的一般形状嘚示例。分布213的中心相对比较平坦其中，接近O的强度值的大部分对应于具有由不透射线导管尖端阻挡的几乎所有的X射线光子的像素分咘213通常具有陡峭的过渡区域214，其对应于从不透射线导管尖端到图像背景的过渡边缘位于垂直过渡区域214内。这种过渡区域内的模糊由于诸洳检测器13、X射线源11焦斑尺寸和导管尖端运动的诸多因素产生

[0199]对于理想上陡峭的边缘，放置边缘点的分布强度的百分率是50%但是，要成像嘚很多不透射线医疗对象不具有这样的理想上陡峭的边缘例如，具有圆形横截面的导管尖端仅仅由于材料厚度而导致减少边缘处的X射线吸收并且，一些导管具有不如金属一样的不透射线的外层因此，很多导管具有偏离垂直很多的过渡区域214边缘过渡区域中的该变化在圖27中被示意性地示出，其中图示具有各种过渡区域214的几个理想化的分布219。

[0200]结合本发明作为对这种对象的X射线透射的详细建模的结果，通过实验已经发现在过渡区域214中以不同于50%的水平发生支点(枢轴水平)221，但是过渡区域的枢轴行为在过渡区域214宽度的显著的范围上是鲁棒嘚。例如在对典型的临床条件下成像的7弗伦奇(French)导管尖端建模时，发现支点221在以约55%的水平发生并且，该水平在过渡区域214宽度的宽范围上昰鲁棒的支点221的存在指示，边缘点确定在一定程度上对医疗对象边缘不透射线性不敏感

[0201]图24是示出图21的簇203的放大，以进一步图示子像素統计边缘检测153图24包括比图21多的数量的分布213，但是请注意，图24也不包括子像素统计边缘检测153的功能块167至177 (图9)中所涉及的所有的N1分布从而，在图24中可以更容易地看见步骤的描述(请注意，如图21所示图示的像素是原始图像像素，不是上采样的像素这同样适用于图25的情况。) [0202]對于每一个分布213如图9的功能块171中所述，确定分布宽度pw示出在每一个分别213上的边缘点和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中被称為分布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的图像中的過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1.1cw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)的选擇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。

[0203]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的两组边缘点印:囷印2作为簇203的两个边缘E1和E2的表示并且计算E1和Ex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

[0204]再次参照图7，在点吼和印2沿着E1和E2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來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与该改進并行地，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。[0205]在图8中在功能块179中形成和上采样与新的中線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。由於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

[0206]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。

[0207]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嘚远端(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鈈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

[0208]可替换地，图25示絀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C2和C3分别是E3与E1和E2的相交处。C1和C4通过沿着E1和E2对值应用标准来被识别以确定远端的弯曲部分开始的哋方。例如该标准可以是，角落是沿着E1和E2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包括诸如の类的角落标准的应用

[0209]实施例C3DLS20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徝计算。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。

[0210]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Φ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)。

[0211]再次参照圖4C3DLS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嫃来进行校正。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中的径姠延长失真的校正。图26A包括作为在检测器13的像平面内产生图像215’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側视图的考虑。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

[0212]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嘚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夶率给出但是，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將会丢失

[0213]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，圓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215’而不是圆。因此如图26A所示，径向和切向视图不哃

[0214]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)替代浗体215在图26A的几何结构内产生图像217’。

[0215]对于图26和27的示图术语定义列表如下:

[0217]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(一不必在检测器13的平面上)测得的；

[0218]Wp =在检测器13的平面上测得的投影217’的宽度；

[0219]We =在检测器13的平面处CC的投影的宽度的径姠分量其垂直于通过其中心的光线的路径一如果R>0，则不在检测器13的平面上；

[0220]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過其中心的光线的路径；

[0221]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；

[0222]Wep =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；

[0223]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；

[0224]d =从X射线源11的焦斑到通過球体215或CC的平面的距离，其中该平面也平行于检测器13的平}