使用冠狀竇導管圖像補償心臟運動的制作方法
【專利摘要】本發(fā)明題為“使用冠狀竇導管圖像補償心臟運動”。通過以下方式來執(zhí)行心導管插入術：將導管引入冠狀竇中，獲取導管的第一組二維圖像，然后獲取導管的第二組二維圖像以及在第一組和第二組的同步幀中創(chuàng)建導管的相應二維模型。二維模型包括導管的相應跟蹤二維路徑。通過識別處于心肺循環(huán)的相應階段的幀來使第一組與第二組同步。根據同步幀來構建導管的第一三維模型和第二三維模型，并且對第一三維模型和第二三維模型進行幾何轉換，以使兩個模型之間的距離函數最小化。
【專利說明】使用冠狀寞導管圖像補償心贓運動
【背景技術】
[0001 ] 1.技術領域
[0002] 本發(fā)明設及屯、臟生理學。更具體地，本發(fā)明設及評估屯、臟中的電傳播。
[0003] 2.相關領域描述
[0004] 表1中給出了本文使用的某些首字母縮略詞和縮寫的含義。
[00化]表1-首字母縮略詞和縮寫
[0006]
[0007] 諸如屯、房纖顫的屯、律失常為發(fā)病和死亡的重要原因。共同轉讓的美國專利5,546， 951和美國專利6，690，963(運兩個專利均授予Ben Haim) W及PCT申請W096/05768公開了用 于感測作為屯、臟內的精確位置的函數的屯、臟組織的電性能例如局部激活時間的方法，所述 專利均W引用方式并入本文。使用在其遠側末端中具有電傳感器和位置傳感器的一個或多 個導管來獲取數據，該一個或多個導管被推進到屯、臟中。基于運些數據創(chuàng)建屯、臟的電活動 的標測圖的方法在共同轉讓的美國專利6，226，542和美國專利6，301，496 (運兩個專利均授 予Reisfeld)中有所公開，所述專利W引用方式并入本文。如運些專利所指出的那樣，通常 最初在屯、臟的內表面上的約10個至約20個點上測量位置和電活動。運些數據點然后通常足 W生成屯、臟表面的初步重構或標測圖。初步標測圖常常與在附加點處獲取的數據進行組 合，W生成屯、臟的電活動的更全面的標測圖。實際上，在臨床環(huán)境中，積累100個或更多個位 點處的數據W生成屯、室電活動的詳細且全面的標測圖并不少見。所生成的詳細標測圖然后 可用作決定治療行動過程例如組織消融的基礎，W改變屯、臟的電活動的傳播并恢復正常屯、 律。
[0008] 包含位置傳感器的導管可用于確定屯、臟表面上的點的軌線。運些軌線可用于推斷 運動特性，諸如組織的收縮性。如在授予Ben化im并全文W引用方式并入本文的美國專利 5,738,096中所公開的，當在屯、臟中的足夠數量的點處對軌線信息進行采樣時，可W構建繪 示此類運動特性的標測圖。
[0009] 屯、臟中某個點處的電活動通常通過推進多電極導管來測量，W在屯、室中的多個點 處同時測量電活動。從由一個或多個電極測量的時變電勢導出的記錄被稱為電描記圖。電 描記圖可通過單極性引線或雙極性引線測量，并且被用于例如確定在某點處的電傳播的開 始，其被稱為局部激活時間。

【發(fā)明內容】

[0010] 當前，在基于導管的屯、臟手術中收集大量解剖和功能數據。保持此數據與患者屯、 臟的實際位置的對齊至關重要?，F存的解決方案利用附接到患者背部和胸部的電磁傳感器 來保持此對齊。然而，部分地由于人體皮膚的彈性和內臟的內部運動，不能始終保持此對 齊。此偏差大大阻礙屯、臟手術。
[0011] 本發(fā)明的實施例允許在醫(yī)療手術期間跟蹤患者的屯、臟位置。當導管被置于冠狀竇 中時，其位置與屯、臟的其他部分的位置密切相關。因此，在位置的變化允許準確保持對齊之 前和之后，估計冠狀竇導管的坐標之間的轉換。
[0012] 為補償屯、臟運動，算法基于在運動之前和之后獲取的兩個二維巧光鏡圖像來按照 Ξ維重建冠狀竇導管。計算運兩個重建導管之間的轉換并且使用該轉換來對齊所述數據。
[0013] 根據本發(fā)明的實施例還提供了一種通過將導管引入活體受檢者的屯、臟的冠狀竇 中來執(zhí)行的方法。當所述導管處于所述冠狀竇中時，所述方法還通過下述方式來執(zhí)行:獲取 包括所述導管的二維圖像的第一組帖，然后獲取包括所述導管的二維圖像的第二組帖并且 在所述第一組和所述第二組的同步帖中建立所述導管的相應二維模型。所述二維模型包括 所述導管的相應跟蹤二維路徑。所述方法還通過下述方式來執(zhí)行:通過識別處于屯、肺循環(huán) 的相應階段的帖來使所述第一組與所述第二組同步;根據所述同步帖來重建所述導管的第 一Ξ維模型和第二Ξ維模型；對所述第一Ξ維模型和所述第二Ξ維模型進行幾何轉換，W 使第一 Ξ維模型和第二Ξ維模型之間的距離函數最小化，并且顯示所述轉換的Ξ維模型。
[0014] 根據所述方法的另一個方面，對所述Ξ維模型進行幾何轉換是通過下述方式來進 行:將旋轉矩陣和平移向量應用到所述第一Ξ維模型和所述第二Ξ維模型中的一者并且使 所述轉換的Ξ維模型疊加 W供顯示。
[0015] 在所述方法的另一個方面，其中獲取所述第一組和獲取所述第二組分別包括W與 受檢者的矢狀平面的第一主角和W與受檢者的矢狀平面的第二主角來獲取帖。
[0016] 根據所述方法的再一個方面，所述第一主角與受檢者的矢狀平面成30°，并且所述 第二主角與受檢者的矢狀平面成-30°。
[0017] 所述方法的一個方面包括同時W所述第一主角和所述第二主角獲取帖。
[0018] 在所述方法的另一個方面，建立相應二維模型包括過濾所述第一組帖和所述第二 組帖，在所述過濾帖中對圍繞導管路徑的通道進行采樣，然后在所述過濾帖中確定所述導 管最佳路徑。
[0019] 根據所述方法的一個方面，過濾包括對所述同步帖的海森行列式進行快速徑向轉 換。
[0020] 根據所述方法的另一個方面，過濾包括對所述同步帖的海森行列式應用單演過濾 器。
[0021] 根據所述方法的再一個方面，過濾是通過將匹配過濾器應用到所述同步帖中的管 來進行。
[0022] 根據所述方法的又一個方面，構建第一 Ξ維模型和第二Ξ維模型包括構建由接頭 連接的線性Ξ維片段的鏈，并且計算所述接頭的Ξ維坐標，W使所述Ξ維片段在所述相應 跟蹤二維路徑上的投影的偏差最小化。
[0023] 根據所述方法的另一個方面，構建鏈和計算Ξ維坐標迭代地進行。
[0024] 根據所述方法的另一個方面，建立相應二維模型包括跟蹤所述同步帖中的所述導 管的末端，并且構建第一Ξ維模型和第二Ξ維模型包括初始化所述末端的Ξ維坐標。
[0025] 根據所述方法的另一個方面，構建第一 Ξ維模型和第二Ξ維模型是通過下述方式 來進行:將多個Ξ維點定義為相應投影射線的相交點；將Ξ維樣條擬合到所述Ξ維點W限 定Ξ維路徑;將所述Ξ維路徑投影到所述二維模型中的一者上，并且修改所述Ξ維路徑W 使所述投影Ξ維路徑與所述一個二維模型之間的距離函數最小化。
[0026] 根據本發(fā)明的實施例還提供了一種設備，所述設備包括:屯、臟導管，所述屯、臟導管 能夠引入活體受檢者的屯、臟的冠狀竇中；顯示器;和處理器，所述處理器與巧光鏡成像裝置 協作來進行上述方法。
【附圖說明】
[0027] 為了更好地理解本發(fā)明，W舉例的方式引用本發(fā)明的詳細說明，本發(fā)明的詳細說 明應結合W下附圖來閱讀，附圖中相同的元件被賦予相同的參考編號，并且其中：
[0028] 圖1為根據本發(fā)明的實施例構造和操作的用于對活體受檢者的屯、臟進行消融手術 的系統(tǒng)的立體說明圖；
[0029] 圖2為根據本發(fā)明的實施例的用于在屯、導管插入術期間補償屯、臟運動的方法的流 程圖；
[0030] 圖3為根據本發(fā)明的實施例的用于跟蹤冠狀竇導管的二維路徑的方法的流程圖；
[0031] 圖4為示出根據本發(fā)明的實施例的圖3所示方法的方面的圖像帖集合；
[0032] 圖5為示出根據本發(fā)明的實施例的圖3所示方法的方面的一系列圖像；
[0033] 圖6為示出根據本發(fā)明的實施例的用于重建冠狀竇導管的圖像帖的選擇的示意 圖；
[0034] 圖7為根據本發(fā)明的實施例的通過構建線性片段制備的冠狀竇導管的示意圖；
[0035] 圖8為解釋根據本發(fā)明的實施例的使用外延對極幾何的示意圖；
[0036] 圖9呈現示意性地示出根據本發(fā)明的實施例的使用外延對極幾何的重建階段的兩 個示意圖；
[0037] 圖10為示出根據本發(fā)明的實施例的冠狀竇導管的運動估計過程的示意圖；并且
[0038] 圖11為根據本發(fā)明的另選實施例構造和操作的用于對活體受檢者的屯、臟進行消 融手術的系統(tǒng)的立體說明圖。
【具體實施方式】
[0039] 為了全面理解本發(fā)明的各種原理，在W下說明中闡述了許多具體細節(jié)。然而，對于 本領域的技術人員將顯而易見的是，并非所有運些細節(jié)都是實施本發(fā)明所必需的。在此示 例中，未詳細示出熟知的電路、控制邏輯W及用于常規(guī)算法和過程的計算機程序指令的細 節(jié)，W免不必要地使一般概念模糊不清。
[0040] 本發(fā)明的多個方面可體現為軟件編程代碼，該軟件編程代碼通常被保持在諸如計 算機可讀介質的永久性存儲裝置中。在客戶端/服務器環(huán)境中，此類軟件編程代碼可存儲在 客戶端或服務器上。軟件編程代碼可在與數據處理系統(tǒng)一起使用的諸如USB存儲器、硬盤驅 動器、電子介質或CD-ROM的多種已知非暫態(tài)介質中的任一者上實施。代碼可分布于此類介 質上，或者可經某些類型的網絡從一個計算機系統(tǒng)的存儲器或存儲裝置向其他計算機系統(tǒng) 上的存儲裝置分發(fā)給使用者，W供此類其他系統(tǒng)的使用者使用。
[0041 ] 系統(tǒng)綜述
[0042] 現在轉到附圖，首先參見圖1，其為根據本發(fā)明所公開實施例構造和操作的用于對 活體受檢者的屯、臟12執(zhí)行消融手術的系統(tǒng)10的立體說明圖。該系統(tǒng)包括導管14,該導管由 操作者16經由皮膚穿過患者的血管系統(tǒng)插入屯、臟12的屯、室或血管結構中。操作者16(通常 為醫(yī)師）使導管的遠側末端18在消融目標部位處與屯、臟壁接觸。然后可根據美國專利6， 226,542和6,301，496^及共同轉讓的美國專利6,892,091中公開的方法，使用位于控制臺 24中的處理器23制備電激活圖、解剖位置信息（即，導管遠側部分的信息）和其他功能圖像， 所述專利的公開內容W引用方式并入本文。實施系統(tǒng)10的元件的一種商業(yè)產品可W商品名 CA'RTO"3系統(tǒng)購自Biosense Webster,Inc.,3333Diamond Canyon Road,Diamond Bar, CA 91765,該產品能夠根據消融需要產生屯、臟的電解剖標測圖。此系統(tǒng)可由本領域的技術 人員進行修改W實施本文所述的本發(fā)明的原理。
[0043] 可W通過施加熱能對例如通過電激活圖評估而測定為異常的區(qū)域進行消融，例 如，通過使射頻電流通過導管中的線傳導至遠側末端18處的一個或多個電極，所述電極將 射頻能量施加到屯、肌。能量在組織中被吸收，從而將組織加熱（或冷卻巧Ij組織永久性地失 去其電興奮性的點（通常為約50°C)。在手術成功后，此手術在屯、臟組織中形成非傳導性消 融灶，該非傳導性消融灶擾亂導致屯、律失常的異常電通路。本發(fā)明的原理可應用于不同的 屯、室W治療多種不同的屯、律失常。
[0044] 導管14通常包括柄部20,在該柄部上具有合適的控件，W使操作者16能夠按消融 所需來對導管的遠側端部進行操縱、定位和取向。為了輔助操作者16,導管14的遠側部分包 括位置傳感器(未示出），該位置傳感器向位于控制臺24中的定位處理器22提供信號。
[0045] 可使消融能量和電信號經由纜線34穿過導管末端和/或位于遠側末端18處或附近 的一個或多個消融電極32在屯、臟12和控制臺24之間來回傳送?？蒞通過纜線34和電極32將 起搏信號和其他控制信號從控制臺24傳送至屯、臟12。另外連接至控制臺24的感測電極33設 置在消融電極32之間并且具有至纜線34的連接。
[0046] 線連接部35將控制臺24與體表電極30和定位子系統(tǒng)的其他部件連接。電極32和體 表電極30可用于按照W引用方式并入本文的授予Govari等人的美國專利7,536,218中所教 導的在消融位點處測量組織阻抗。溫度傳感器(未示出），通常為熱電偶或熱敏電阻器，可安 裝在電極32中的每個上或附近。
[0047] 控制臺24通常包括一個或多個消融功率發(fā)生器25。導管14可適于利用任何已知的 消融技術將消融能量例如射頻能量、超聲能量、冷凍技術和激光產生的光能傳導至屯、臟。共 同轉讓的美國專利6,814,733、6,997,924和7，156,816中公開了此類方法，所述專利^引用 方式并入本文。
[0048] 定位處理器22為系統(tǒng)10中的定位子系統(tǒng)的元件，該元件測量導管14的位置和取向 坐標。
[0049] 在一個實施例中，定位子系統(tǒng)包括磁定位跟蹤構造，該磁定位跟蹤構造利用磁場 生成線圈28通過在預定的工作容積中生成磁場并在導管處感測運些磁場來確定導管14的 位置和取向。定位子系統(tǒng)可按照W引用方式并入本文的美國專利7,756,576號W及上述美 國專利7,536,218中所教導的采用阻抗測量。
[0050] 巧光鏡成像裝置37具有C形臂39、X射線源41、圖像增強器模塊43和可調式準直器 45?？晌挥诳刂婆_24中的控制處理器(未示出）允許操作者控制巧光鏡成像裝置37的工作， 例如通過設置成像參數W及控制準直器45W調整視野的大小和位置?？刂铺幚砥骺山浻衫| 線51與巧光鏡成像裝置37連通，W通過控制準直器45來啟用和禁用X射線源41或限制其發(fā) 射到期望的所感興趣的區(qū)域，W及從圖像增強器模塊43獲取圖像數據。連接到控制處理器 的任選顯示監(jiān)視器49允許操作者查看巧光鏡成像裝置37產生的圖像。當不包括顯示監(jiān)視器 4卵寸，可經由分區(qū)屏幕或與其他非巧光鏡圖像交替來在監(jiān)視器29上查看巧光鏡圖像。
[0051] 如上所述，導管14聯接到控制臺24,運使得操作者16能夠觀察并調節(jié)導管14的功 能。處理器23通常為具有合適的信號處理電路的計算機。聯接處理器23W驅動監(jiān)視器29。信 號處理電路通常接收、放大、過濾并數字化來自導管14的信號，運些信號包括由上述傳感器 和位于導管14遠側的多個位置感測電極(未示出）生成的信號?？刂婆_24和定位系統(tǒng)接收并 使用數字化信號，W計算導管14的位置和取向并分析來自電極的電信號W及生成期望的電 解剖標測圖。
[0052] 通常，系統(tǒng)10包括為簡明起見而未示出于附圖中的其他元件。例如，系統(tǒng)10可包括 屯、電圖化CG)監(jiān)視器，該屯、電圖化CG)監(jiān)視器被聯接W接收來自一個或多個體表電極的信 號，W向控制臺24提供ECG同步信號。如上所述，系統(tǒng)10通常還包括基準位置傳感器，該基準 位置傳感器位于附接到受檢者身體外部的外部施加基準補片上或者位于插入屯、臟12內并 相對于屯、臟12保持在固定位置的內置導管上。提供了用于使液體循環(huán)穿過導管14W冷卻消 融位點的常規(guī)累和管路。
[0053] 操作。
[0054] 現在參見圖2,圖2為根據本發(fā)明的實施例的在屯、導管插入術期間補償屯、臟運動的 方法的流程圖。為了呈現清楚起見，W具體的線性順序示出了過程步驟。然而，將顯而易見 的是，運些步驟中的多個可并行地、異步地或W不同的順序執(zhí)行。本領域的技術人員還應當 理解，另選地，過程可被表示為多個相互聯系的狀態(tài)或事件，例如在狀態(tài)圖表中。此外，可能 不需要所有示出的過程步驟來實施所述方法。
[0055] 在初始步驟53處，通常將導管引入冠狀竇(CS)中。
[0056] 接下來，在步驟55處，W類似于標準的左前斜位視角和右前斜位視角的兩個角度 獲取包括冠狀竇和導管的屯、臟的第一組連續(xù)電影巧光鏡圖像。此技術實現如下所述的導管 的Ξ維立體重建。推薦與患者身體的矢狀平面成30°和-30°的主角。然而，很好地耐受偏差， 并且該方法對于改變最多至60°的主角之間的差是有效的。90°的差理論上為最佳的。超過 90°性能下降并且當差超過120°時該方法變得無效。
[0057] 假定巧光鏡部件的幾何形狀為已知的。為了獲得屯、臟中的所感興趣的區(qū)域的精確 Ξ維重建，運是必要的。此外，可使用W引用方式并入本文的名稱為AdaptiveFluo;roscope Location for the Application of Field Compensation的共同轉讓的共同未決的申請 14/140,112的教導內容來補償由需要在獲取兩個視圖時運動的磁場擾動巧光鏡部件的位 置變化而引起的導管的磁傳感器中的跟蹤誤差。
[0058] 使用標準立體方法，已知點的Ξ維圖像坐標和照相機位置，將所述點在空間中的 位置確定為兩個投影射線的相交點(例如，通過Ξ角測量）。
[0059] 接下來，在步驟57處，程序繼續(xù)，在此期間，發(fā)生患者運動或屯、臟運動。
[0060] 接下來，在步驟59處，使用與步驟55中相同的技術獲取第二組電影巧光鏡圖像。運 兩組圖像中的所有圖像應W相同的主角獲取。如下文解釋的，在同一呼吸階段和同一屯、臟 循環(huán)階段比較從運兩組中選擇的帖。因此，在屯、肺循環(huán)的一個階段，評估四個帖，即，呈第一 主角的來自第一組和第二組的第一對帖W及呈第二主角的來自第一組和第二組的第二對 帖。如果運是不可能的，則作為最低限度，每對的成員分別應處于屯、肺呼吸循環(huán)的同一階 段。主角之間的差對于第一組巧光鏡圖像和第二組巧光鏡圖像不需要為相同的。例如，可W 與矢狀平面成-30°和30°的角度獲取第一組，并且可和60°的角度獲取第二組。
[0061] 步驟61為用于跟蹤在步驟55,57處獲取的第一組巧光鏡圖像和第二組巧光鏡圖像 的帖中的冠狀竇導管的路徑的過程。
[0062] 步驟63包括在運兩組中捜索在幾乎相同的屯、肺階段獲取的帖。該捜索可包括跟蹤 導管在帖中的二維坐標。在步驟63處，識別運兩組中的處于屯、肺循環(huán)的相應階段的帖。
[0063] 第一組圖像和第二組圖像的視圖中的屯、肺階段同步模仿靜態(tài)場景并且實現使用 立體圖像處理的重建。此類別的同步確保導管的Ξ維形狀和位置在由巧光鏡按運兩個主角 捕獲時為幾乎恒定的。在步驟65中發(fā)生帖的同步。實際上，多組圖像中的完美同步是不可行 的。因此，無法假定所述場景為完全靜態(tài)的。可供用于重建的數據為導管的兩個二維路徑。 確定所述組圖像中的對應點被稱作"對應問題"并且在計算機視覺中無處不在。下文詳述的 重建算法使用數值優(yōu)化方法來處理此問題。
[0064] 接下來，在步驟67中，根據所述同步組圖像重建導管的Ξ維模型。
[0065] 然后，在最終步驟69中，確定并補償導管在所述組圖像之間的運動，W與和冠狀竇 導管相關聯顯示的數據對齊。下面呈現步驟65,63,67,69的細節(jié)。
[006引二維跟蹤。
[0067] 現在參見圖3,圖3為步驟61(圖2)的詳細流程圖。該流程圖為根據本發(fā)明的實施例 的用于跟蹤冠狀竇導管的二維路徑的逐帖方法。該方法應用于在步驟55,59(圖2)中產生的 第一組和第二組的帖。
[0068] 在初始步驟71處，假定已進行步驟61中所述的捜索。將W所述主角中的一個角度 獲取的圖像群組選擇用于進一步重建。如上所述，在屯、肺循環(huán)中使所述群組的成員同步。
[0069] 接下來，在步驟73處，從在初始步驟71中選擇的圖像中選擇帖。
[0070] 接下來，在步驟75處，在當前帖中跟蹤冠狀竇導管的二維路徑。在步驟75的第一次 迭代中，操作者標記初始帖中的點，W指示需要與圖像中的其他導管W及屬于ECG和體表位 置傳感器的線區(qū)分開的冠狀竇導管的位置。使用所述標記，在圖像中識別冠狀竇導管的二 維輪廓(在本文中稱作"路徑"）。將所述二維構型應用于后續(xù)帖W捜索和定位導管。可能的 話，應在足夠長的持續(xù)時間內獲取圖像序列，W覆蓋至少一個屯、肺周期。步驟75包括使導管 在帖中突出的程序。
[0071] 在框77中，對圖像的海森(Det化S)行列式進行快速徑向轉換。轉換有利于在圖像 中檢測諸如導管電極的徑向區(qū)域?？焖購较蜣D換從2003年8月IEEE圖案分析及機器智能匯 TU(IEEE Transactions on Pattern Analysis and Machine Intelligence.August 2003)的文獻Loy&Zel insky的用于檢測感興趣點的快速徑向對稱性（Fast Radial Symmetry for Detecting Points of Interest)獲知。
[0072] 在框79中，通過對海森應用單演過濾器來表征圖像的相位對稱性。此有利于檢測 具有雙向相位對稱性、導管和導管電極的區(qū)域(參見圖像95,圖4)。單演過濾器從2001年12 月IE邸信號處理匯刊（Transactions on Si即al Processing)49( 12) :3136-3144的文獻 Michael Felsberg and Gerald Sommer的單演信號（The Monogenic Signal)獲知。
[0073] 在框81中，針對呈所有取向的管應用匹配濾過器。匹配過濾器的寬度為導管在圖 像中的像素中的估計直徑。此程序檢測具有指定直徑的管狀區(qū)域(參見圖像97,圖4)。
[0074] 在框83中，圍繞在對先前帖執(zhí)行步驟75時獲得的導管路徑或輪廓的位置從所過濾 的圖像(圖像99,圖4)對通道進行采樣。在步驟75的第一次迭代中，使用操作者的標記(參見 圖像101，通道103;圖像109;圖5)。
[0075] 在框85中，使用本領域中已知的動態(tài)編程方法，找出所采樣的通道中的最佳路徑 (參見圖像111，圖5)。將此路徑(圖像113中的虛線；圖5)轉換回圖像坐標。
[0076] 控制現在進行到其中確定是否更多的帖有待處理的決策步驟87。如果決策步驟87 處的確定為肯定的，則控制返回步驟73, W用下一帖來迭代所述過程。
[0077] 如果決策步驟87處的確定為否定的，則控制進行到最終步驟89并且程序終止。
[0078] 現在參見圖4,圖4為根據本發(fā)明的實施例的W圖形方式示出步驟75(圖3)的帖圖 像集合。圖像91示出在過濾程序之前在原位置的屯、臟導管。圖像93為在快速徑向轉換之后 的圖像91的型式。圖像95為在單演過濾之后的圖像91的型式。圖像97為在匹配過濾操作之 后的圖像91的型式。圖像99為在W添加方式組合產生圖像93,95,97的過濾操作之后的圖像 91的型式。對圖像99進行采樣W嘗試識別冠狀竇導管的路徑的位置。
[0079] 現在參見圖5,圖5為根據本發(fā)明的實施例的一系列圖像，所述圖像示出跟蹤程序， 良P，參照框85(圖3)所述的動態(tài)編程操作。圖5中的圖像是通過產生圖像99(圖4)的過濾過程 而產生的。在圖像101中，圍繞導管路徑1〇5(由虛線表示)概括通道103的輪廓并對其進行采 樣。路徑105注解于前一帖中（或由操作者，如上所述）。應當指出的是，路徑105與冠狀竇導 管107分開。由于作為屯、肺循環(huán)的前一帖已被推進而已發(fā)生導管107的運動。圖像109示出了 所采樣的通道。圖像111示出了如通過動態(tài)編程確定的圖像109中所采樣的通道的導管路 徑。圖像113示出了通過動態(tài)編程產生的導管路徑，沿著該導管路徑發(fā)現一系列估計的電極 位置115。
[0080] 同步。
[0081] ^電影圖像集期間查看導管的二維路徑時，我們看到導管因患者的屯、跳和呼吸 而不斷地運動。為了在步驟65(圖2)中成功地重建導管，我們找出在大致相同的階段獲取的 兩個帖(每個剪輯一個）。為了找出運些帖，我們尋找屯、室舒張與最終呼氣的重合，在該重合 處，導管與屯、肺循環(huán)的其他階段相比相對靜止。使用接近于左前斜位和右前斜位的主角和 位于此重合處的可忽略的輔角，通常在極接近W常規(guī)方式顯示的巧光鏡圖像的底部和右側 處觀察到導管末端位置。為此目的，輔角是指圍繞C臂39(圖1)的運動軸(例如，前后軸)的軌 道角。
[0082] 現在參見圖6,圖6為示出根據本發(fā)明的實施例的對用于重建冠狀竇導管的帖的選 擇的示意圖。在左前斜位投影中獲取的電影圖像集117包括分別在患者運動之前和之后獲 取的兩個帖系列119,121。在右前斜位投影中獲取的電影圖像集123包括分別在患者運動之 前和之后獲取的兩個帖系列125,127。圖6中的帖中的每一者的屯、肺循環(huán)的階段由數值表 示。應當理解，運些值為了說明目的而被有意簡化，屯、肺循環(huán)實際上為屯、臟循環(huán)與呼吸循環(huán) 的更復雜組合。
[0083] 在集117的帖之中捜索時，應當理解，系列119,121具有30°的相差。然而，帖129， 131彼此同相并且適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彼此同相并且適用于所述重建算法。
[0084] 重建。
[0085] ?胃步并找出其中冠狀竇導管大致在同一階段的兩個帖之后，我們可假定Ξ維點 為投影射線的相交點（Ξ角測量）。然而，代替對應二維點，存在二維路徑。導管在連續(xù)帖上 的二維點的對應關系是未知的。針對同步對Ξ維帖構建導管的最佳擬合Ξ維模型。在步驟 67(圖2)中實施重建。本文中呈現了Ξ種重建算法。
[00化]I.使用線性片段的迭代重建
[0087] 一種構建Ξ維模型的方法利用由接頭連接的具有恒定長度的線性Ξ維片段的鏈 組成的導管模型。指定所述模型的參數為：
[008引1. Ξ維末端位置(tip化S)。
[0089] 2.片段長度(恒定的，L)。
[0090] 3.每個片段相對于前一片段的取向（兩個角-球面坐標，α，β)。
[0091] 為計算接頭的Ξ維坐標，我們需要針對每個接頭使用運兩個取向角(α，β)來生成 旋轉矩陣。限定連接到接頭η的片段的取向的旋轉矩陣定義如下：
[0092]
[0093] 在針對所有接頭構建旋轉矩陣之后，我們可按照下述方式生成接頭的Ξ維坐標。
[0094]
[00巧]接頭1些末端位置 0.
[0096] 找出導管的特定形狀和位置的過程為迭代的。首先，使用已知的照相機位置和末 端（導管的第一電極）的圖像坐標，我們將導管的Ξ維位置初始化為投影射線的相交點（Ξ 角測量）。然后，在迭代過程中，我們找出每個線性片段的取向，使得其投影最接近于跟蹤的 二維路徑(類似于熱力系統(tǒng)的外能）。為限制Ξ維模型W類似于實際導管，我們還使導管的 Ξ維曲率最小化(類似于內能）。術語"外能"和"內能"為方便起見用于在下文說明中描述線 性片段。
[0097] 換句話講，我們捜索其在圖像上的投影盡可能接近于跟蹤的二維路徑并且具有最 小限制的Ξ維曲率的Ξ維導管模型。
[0098] 現在參見圖7,圖7為根據本發(fā)明的實施例的通過構建線性片段方法產生的冠狀竇 導管的示意圖。
[0099] 下面，我們描述內能和外能、最佳化目標W及最佳化排程：
[0100] 外能。
[0101] Ξ維導管模型的外能反映投影到運兩個二維巧光鏡平面上的線性片段的接頭與 運兩個二維跟蹤的導管路徑之間的距離。
[0102] 首先，我們定義采用Ξ維導管模型的參數向量θ(末端位置和每接頭的兩個角）并 且返回與Ξ維導管的接頭對應的m個Ξ維點的函數。
[0103]
[0104] 然后，我們定義將Ξ維導管的m個接頭的Ξ維位置投影到兩個巧光鏡圖像平面上 的函數。
[0107]接下來，我們定義估計投影點中的每一者至沿著巧光鏡圖像平面中的每一者中的 導管路徑的η個二維點（點1，點2)的軟最小值距離的函數：
[01 0引 d_軟（接頭，點）i : (IT2，Rnx2 ) 一Rmxl
[0109]
。
[0110] 我們使用軟最小值(和下面的軟最大值確保導數在整個最佳化過程期間為連 續(xù)的。軟最小值(或最大值函數)定義如下：
[0111]
[0112] 當時，函數接近硬最大值，并且當時，函數接近硬最小值。對于軟最 小值，我們使用k = -l，并且對于軟最大值，我們使用k=l。
[0113] 最后，我們定義外能：
[0114]
[0115] 內能。
[0116] ^^來，我們定義內能。內能的目的是限制導管的演化Ξ維模型，使得其具有呈Ξ 維的平滑形狀并且不"彎曲"太多。
[0117] 首先，我們定義兩個單位方向向量之間的角的切線函數。我們將所述單位方向向 量定義為從一個接頭到下一個接頭的向量：
[0120]其中cl為防止被零除的小常數。tan在V2時為不連續(xù)的。為了緩解此警告，我們定 義W下連續(xù)函數：
[0121 ] 連巧切線巧,)二（'1 - W巧,*館誠焉，玲_1) + W鶴，斬-1): *巧
[0122] 其中w為曲函數并且c2為替換呈大角度的切線的值的大系數。函數w定義為：
[0123]
[0124] 其中a和b被選擇成使得曲函數在V3時離開0并且在V2時接近1。
[0125] 最后，內能定義如下：
[0126]
[0127] 迭代最佳化。
[0128] 為迭代地重建導管，進行W下操作：
[0129] (1)根據運兩個巧光影像中的跟蹤二維位置使用Ξ角測量來找出Ξ維末端位置。
[0130] (2)向Ξ維模型的生長端部添加片段。該片段被添加成使得其方向向量指向與前 一片段相同的方向(〇 = 〇，0 = 〇)。然后，使運些角最佳化W使外能和內能最小化。
[0131] (3)在使最后點最佳化之后，使到現在為止添加到模型的所有接頭(包括末端)最 佳化。
[0132] (4)重復步驟2,直到Ξ維模型的投影在至少一個巧光鏡圖像中覆蓋導管的整個二 維路徑。
[0133] 最佳化目標(對于兩個階段2和3而言)如下：
[0134]
[0135] 其中不同λ代表誤差的加權。
[0側 II.使用線性片段的基于巧光鏡圖像的迭代重建。
[0137]此算法與前一算法(使用線性片段的迭代重建）的相似之處在于其依賴線性片段 Ξ維導管模型和迭代重建。然而，代替依賴跟蹤來描述導管的二維路徑，所述算法依賴巧光 鏡圖像本身。運消除了對跟蹤整個導管的需要并且減少了出錯的機會并且節(jié)省了時間?，F 在，我們只需要在所有各電影帖中跟蹤導管的末端來用于同步的目的并用于初始化模型的 Ξ維末端位置。接下來，進行線性片段的迭代加法，使得其投影處于看起來最像導管的圖像 中的位置。使用上文所述的匹配過濾器(框81，圖3)使得我們能夠檢測看起來最像導管的區(qū) 域并因此有利于最佳化過程。迭代最佳化除了外部成本函數之外相同于前一實施例。在此 實施例中，比照作為導管位置的候選者（即，在過濾器中具有強響應）的圖像中的點來測量 距離。
[013引 III.使用外延對極幾何的全局重建。
[0139] 該算法W通過進行匹配點的Ξ角測量(在Ξ維空間中找出投影射線的相交點處的 點）并且然后使用最佳化過程得到最終導管模型來找出對Ξ維導管路徑的全局初始推測。 匹配過程基于在本領域中熟知的外延對極幾何。
[0140] 現在參見圖8,圖8為解釋根據本發(fā)明的實施例的外延對極幾何的應用的示意圖。 匹配過程依賴鑒于來自第一圖像139的圖像點137和照相機(未示出）的精確幾何形狀，第二 圖像143上的對應點141將位于圖像143中的特定二維線145上的事實。
[0141] 現在參見圖9,圖9呈現示意性地示出根據本發(fā)明的實施例的使用外延對極幾何的 重建階段的兩個示意圖。由于上文所述的同步過程并不精確，因此基于已知二維點（即，導 管的末端)使對應二維對帖中的一個帖149的二維路徑147垂直移位，W迫使所述對中的另 一個帖151符合外延對極理論。垂直位移由帖151上的箭頭指示。換句話說，我們使二維路徑 沿箭頭153垂直移位，使得末端將位于由帖149中的導管末端誘發(fā)的外延對極線155上。外延 對極線155根據帖149中的點157計算。
[0142] 針對每一對應對帖，我們找出Ξ維點作為投影射線的相交點并將平滑Ξ維樣條 (由Θ參數化)擬合到運些點。然后，我們將Ξ維樣條投影到運兩個二維影像平面。我們然后 修改Ξ維樣條，W使二維投影與二維路徑之間的距離最小化。下面是對此最小化程序的描 述：
[0143] 首先，定義采用Ξ維樣條的參數向量Θ并返回沿著該樣條進行采樣的m個Ξ維點的 集合：
[0145]接下來，定義將Ξ維點投影到運兩個巧光鏡平面的兩個函數：
[0148] 根據跟蹤結果，我們得到沿著巧光鏡平面中的每一者中的導管路徑的二維點的集 合:點1，點2
[0149] 現在我們定義找出一個二維點集與另一個二維點集(不對稱)之間的最小距離的 函數
[0156] 運動估計。
[0157] 重建導管的兩個3D模型后，我們可計算它們之間的轉換。我們假定轉換僅由旋轉 和平移(R，T)組成。預期相同的3D形狀/曲線，我們迫使運兩個導管為相同長度的（使用它們 的曲率，我們切割更長導管的多余尾部區(qū)域）。使用最佳化過程，我們找出使導管之間的距 離最小化的旋轉和平移。在最終步驟69(圖2)中執(zhí)行運動估計。
[0158] P1和P2描述沿著運兩個重建導管的3D點。如前所述，我們定義找出一個3D點集與 另一個3D點集之間的最小距離的不對稱距離函數。
[0161]我們還將兩個3D點集(其屬于運兩個導管)之間的平均雙向（對稱)距離定義為：
[0162]
[0163] 為找出運兩個導管之間的正確轉換，我們使W下最小化：
[0164]
[0165] 此轉換使得我們能夠推論患者屯、臟位置的變化。現在參見圖10,圖10為示出根據 本發(fā)明的實施例的冠狀竇導管的運動估計過程的示意圖。示出Ξ個導管圖像159,161，163。 圖像159代表電影系列的第一帖中的導管。圖像161代表電影系列的第二帖中的導管。已發(fā) 生平移和旋轉位移。圖像163代表使用上文所述的算法轉換圖像159的結果。將顯而易見的 是，在顯示器中，圖像163盡可能接近圖像161，即，幾乎疊加在圖像161上。除了平移和旋轉 W外，在圖像163中，還存在圖像161的尾部片段165的截斷。將轉換圖像顯示給操作者補償 運動并且使得操作者能夠觀察與導管相關聯的數據，而無需應對由屯、臟和呼吸運動引起的 干擾運動效應。
[0166] 另選實施例。
[0167] 現在參見圖11，圖11為根據本發(fā)明的另選實施例構造和操作的用于對活體受檢者 的屯、臟進行消融手術的系統(tǒng)167的立體說明圖。系統(tǒng)167類似于系統(tǒng)10(圖1)，不同的是現在 存在指向屯、臟12的兩個巧光鏡成像裝置37,169,在主角中的每一者處一個。巧光鏡成像裝 置37,169可同時使屯、臟在左前斜位視圖和右前斜位視圖中成像。此實施例的優(yōu)點在于在獲 取巧光鏡圖像時的延遲最小化。由于同步地獲取圖像，因此同步步驟65(圖2)可被省去。
[0168] 本領域的技術人員應當理解，本發(fā)明并不限于上文中特別示出和描述的內容。相 反，本發(fā)明的范圍包括上文所述各種特征的組合與子組合兩者，W及不在現有技術范圍內 的其變型和修改，所屬領域的技術人員在閱讀上述說明時應當想到運些變型和修改。
【主權項】
1. 一種方法，包括以下步驟： 將導管引入活體受檢者的心臟的冠狀竇中； 當所述導管處于所述冠狀竇中時，獲取包括所述導管的二維圖像的第一組幀； 然后獲取包括所述導管的二維圖像的第二組幀； 在所述第一組和所述第二組的同步幀中建立所述導管的相應二維模型，所述二維模型 包括所述導管的相應跟蹤二維路徑； 通過識別處于心肺循環(huán)的相應階段的所述第一組的幀和所述第二組的幀來使所述第 一組與所述第二組同步； 根據所述同步幀來構建所述導管的第一三維模型和第二三維模型； 對所述第一三維模型和所述第二三維模型進行幾何轉換，以使所述第一三維模型和所 述第二三維模型之間的距離函數最小化；以及 顯示所述轉換的三維模型。2. 根據權利要求1所述的方法，其中幾何轉換包括將旋轉矩陣和平移向量應用到所述 第一三維模型和所述第二三維模型中的一者，并且顯示包括疊加所述轉換的三維模型。3. 根據權利要求1所述的方法，其中所述受檢者具有矢狀平面，并且其中獲取所述第一 組和獲取所述第二組的所述步驟各自包括以與所述矢狀平面的第一主角來獲取幀和以與 所述矢狀平面的第二主角來獲取幀。4. 根據權利要求3所述的方法，所述第一主角與所述矢狀平面成30°，并且所述第二主 角與所述矢狀平面成_30°。5. 根據權利要求3所述的方法，還包括同時以所述第一主角和所述第二主角來獲取幀。6. 根據權利要求1所述的方法，其中建立相應二維模型的所述步驟包括以下步驟： 過濾所述第一組幀和所述第二組幀； 在所述過濾幀中對圍繞導管路徑的通道進行采樣；以及 然后在所述過濾幀中確定所述導管最佳路徑。7. 根據權利要求6所述的方法，其中過濾包括對所述同步幀的海森行列式進行快速徑 向轉換。8. 根據權利要求6所述的方法，其中過濾包括對所述同步幀的海森行列式應用單演過 濾器。9. 根據權利要求6所述的方法，其中過濾將匹配過濾器應用到所述同步幀中的管。10. 根據權利要求1所述的方法，其中構建第一三維模型和第二三維模型包括： 構建由接頭連接的線性三維片段的鏈；以及 計算所述接頭的三維坐標，以使所述三維片段在所述相應跟蹤二維路徑上的投影的偏 差最小化。11. 根據權利要求10所述的方法，其中構建鏈和計算三維坐標的所述步驟迭代地進行。12. 根據權利要求10所述的方法，其中建立相應二維模型包括跟蹤所述同步幀中的所 述導管的末端的步驟，并且構建第一三維模型和第二三維模型包括初始化所述末端的三維 坐標。13. 根據權利要求1所述的方法，其中構建第一三維模型和第二三維模型包括以下步 驟： 將多個三維點定義為相應投影射線的相交點； 將三維樣條擬合到所述三維點以限定三維路徑； 將所述三維路徑投影到所述二維模型中的一者上；以及 修改所述三維路徑以使所述投影三維路徑與所述一個二維模型之間的所述距離函數 最小化。14. 一種設備，包括： 心臟導管，所述心臟導管適于引入活體受檢者的心臟的冠狀竇中； 顯示器;和 處理器，所述處理器與熒光鏡成像裝置協作來進行以下步驟： 當所述導管處于所述冠狀竇中時，啟動所述熒光鏡成像裝置以獲取包括所述導管的二 維圖像的第一組幀并且然后獲取包括所述導管的二維圖像的第二組幀； 在所述第一組和所述第二組的同步幀中建立所述導管的相應二維模型，所述二維模型 包括所述導管的相應跟蹤二維路徑； 通過識別處于心肺循環(huán)的相應階段的所述第一組的幀和所述第二組的幀來使所述第 一組與所述第二組同步； 根據所述同步幀來構建所述導管的第一三維模型和第二三維模型； 對所述第一三維模型和所述第二三維模型進行幾何轉換，以使所述第一三維模型和所 述第二三維模型之間的距離函數最小化；以及 將所述轉換的三維模型顯示在所述顯示器上。15. 根據權利要求14所述的設備，其中所述熒光鏡成像裝置以第一主角和第二主角來 獲取所述第一組和所述第二組。16. 根據權利要求15所述的設備，其中所述受檢者具有矢狀平面，并且所述第一主角與 所述矢狀平面成30°，并且所述第二主角與所述矢狀平面成-30°。17. 根據權利要求15所述的設備，其中所述熒光鏡成像裝置操作以用于同時以所述第 一主角和所述第二主角來獲取所述第一組和所述第二組。18. 根據權利要求14所述的設備，其中在所述同步幀的一者中建立相應二維模型包括 對圍繞所述同步幀的另一者的導管路徑的通道進行采樣并且針對所述通道確定所述一個 同步幀中的最佳路徑。19. 根據權利要求14所述的設備，其中建立相應二維模型包括對所述同步幀的海森行 列式進行快速徑向轉換。20. 根據權利要求14所述的設備，其中建立相應二維模型包括對所述同步幀的海森行 列式應用單演過濾器。21. 根據權利要求14所述的設備，其中建立相應二維模型包括將匹配過濾器應用到所 述同步幀中的管。22. 根據權利要求14所述的設備，其中構建第一三維模型和第二三維模型包括： 構建由接頭連接的線性三維片段的鏈；以及 計算所述接頭的三維坐標，以使所述三維片段在所述相應跟蹤二維路徑上的投影的偏 差最小化。23. 根據權利要求22所述的設備，其中構建鏈和計算三維坐標的所述步驟迭代地進行。24. 根據權利要求22所述的設備，其中建立相應二維模型包括跟蹤所述同步幀中的所 述導管的末端的步驟，并且構建第一三維模型和第二三維模型包括初始化所述末端的三維 坐標。25. 根據權利要求14所述的設備，其中構建第一三維模型和第二三維模型包括以下步 驟： 將多個三維點定義為相應投影射線的相交點； 將三維樣條擬合到所述三維點以限定三維路徑； 將所述三維路徑投影到所述二維模型中的一者上；以及 修改所述三維路徑以使所述投影三維路徑與所述一個二維模型之間的所述距離函數 最小化。
【文檔編號】A61B18/12GK105877744SQ201610085981
【公開日】2016年8月24日
【申請日】2016年2月15日
【發(fā)明人】M.巴-塔, O.佩雷茲, A.哈魯維, G.科亨
【申請人】韋伯斯特生物官能(以色列)有限公司