阅读说明：本技术 确定和显示心脏消融球囊的3d地点和朝向 (Determining and displaying 3D location and orientation of cardiac ablation balloon ) 是由 J·萨拉 S·库哈特 于 2018-04-16 设计创作，主要内容包括：一种使用单平面荧光检查法在预定义3D空间内的心脏区域中的心脏消融球囊进行3D可视化的方法,该方法包括：(1)将球囊放置、充气和定位到该区域中,球囊具有不透射线的标记和中央导管部分；(2)从第一角度捕获第一视角图像；(3)从不同角度捕获第二视角图像；(4)选择在两个图像的心脏-呼吸相位之间具有最小差异的第一视角图像和第二视角图像；(5)在两个图像中识别标记；(6)在两个图像中放置朝向标记,其中中央导管部分与投影的球囊图像在距标记最远处相交；(7)分别关联两个图像中的标记和朝向标记；(8)确定3D球囊地点和朝向；以及(9)将3D球囊模型插入到预定义的空间中以生成3D可视化。(A method for 3D visualization of a cardiac ablation balloon in a region of the heart within a predefined 3D space using single plane fluoroscopy, the method comprising: (1) placing, inflating and positioning a balloon into the area, the balloon having radiopaque markers and a central catheter portion; (2) capturing a first perspective image from a first angle; (3) capturing a second perspective image from a different angle; (4) selecting a first view image and a second view image having a minimum difference between the cardiac-respiratory phases of the two images; (5) identifying a marker in both images; (6) placing an orientation marker in both images, wherein the central catheter portion intersects the projected balloon image furthest from the marker; (7) respectively associating the markers and the orientation markers in the two images; (8) determining a 3D balloon location and orientation; and (9) inserting the 3D balloon model into the predefined space to generate a 3D visualization.)

确定和显示心脏消融球囊的3D地点和朝向

技术领域

本发明一般而言涉及医用荧光检查领域，并且更具体地涉及在活体心脏内使用球囊导管进行心脏消融的领域。

背景技术

近年来，已经开发了使用球囊进行的心脏组织的大面积消融，以替代逐点消融规程。已经引入了几种类型的心脏消融球囊导管。其中包括使用冷冻(有时称为冷冻能量)来消融组织的冷冻球囊、使用射频能量进行消融的射频热球囊、将聚焦超声能量递送到组织的超声球囊以及使用光能作为消融手段的激光球囊。

使用心脏消融球囊导管治疗房颤患者已成为重要的医疗规程，据估计，在2016年，全球有超过80000例此类规程。这种常见的快速性心律失常(房颤)常常是由肺静脉内和周围的异位灶触发的。在使用心脏消融球囊进行这种治疗之前，使用逐点消融策略执行消融，以便电隔离肺静脉。

使用心脏消融技术的主要缺点是，执行这种规程的心电图师没有好的方法可以在应用消融的地方在消融发生之后进行可视化。由于消融通常是在心脏(例如，有四个肺静脉)的多于一个地点进行的，因此对于电生理学家来说，能够在进行规程时直观地参考整个规程的几何形状是重要且非常有用的。本发明是在规程期间和规程之后(凭借存储的记录)两者向医师提供这种能力的方法。

本文公开的发明方法中使用的技术中的一些涉及方法步骤，这些方法步骤适用于使用单平面荧光镜图像在活体心脏区域中快速生成心脏参数的3D图的方法，如在申请序列为No.15/487,245的于2017年4月13日提交的标题为“Rapid 3D Medical ParameterMapping”的共同未决的美国专利申请(在本文中称为Sra等人)中所公开的。

发明目的

本发明的目的是提供一种方法，该方法提供这样的手段，通过该手段心脏病学家可以在将心脏消融球囊移开之后在三个维度上可视化其中已经使用消融球囊消融了活体心脏中的组织的地方。

本发明的另一个目的是仅使用单平面荧光镜图像以提供从其生成可视化的数据来提供这样的可视化。

本发明的另一个目的是以不增加心脏消融规程的时间长度的方式来提供这种可视化。

本发明的另一个目的是以可以将其存储起来供以后使用的形式提供这种可视化。

本发明方法的又一个目的是为心脏病学家提供方便和有用的可视化显示途径，包括心脏病学家可以与显示设备进行交互以增强所提供的见识的途径。

根据以下描述和附图，本发明的这些和其它目的将清晰。

发明内容

本发明是一种用于使用单平面荧光检查图像生成并显示在预定义的3D空间内的活体心脏的区域中的心脏消融球囊的3D可视化的方法。该方法包括以下步骤：(1)将球囊放置、充气和定位到该区域中，该球囊具有不透射线的地点标记和中央导管部分；(2)从以第一角度定位的荧光镜捕获该区域的第一视角数字化2D图像的串；(3)从以与第一角度不同的第二角度定位的荧光镜捕获该区域的第二视角数字化2D图像的串；(4)从串中选择第一视角和第二视角的图像，使得所选择的第一视角与第二视角图像的心脏-呼吸相位的测量之间的差最小；(5)在两个所选择的图像的每一个中识别地点标记；(6)在所选择的第一视角图像和第二视角图像中分别放置第一和第二朝向标记，其中中央导管部分在距地点标记最远的点处与充气球囊的投影图像相交；(7)将所选择的第二视角图像中的地点标记和第二朝向标记与所选择的第一视角图像中的地点标记和第一朝向标记相关联；(8)使用选择的第一视角图像和第二视角图像确定球囊在该区域中的3D地点和朝向；(9)基于确定的地点和朝向，将3D球囊模型***到预定义的空间中以生成3D可视化；以及(10)在显示设备上显示3D可视化，从而用户可以在球囊从发生消融的地点移开之后可视化该区域内在何处应用了心脏消融。在本发明方法的一些实施例中，心脏消融球囊使用光能来消融心脏组织，在一些实施例中，球囊使用射频能量，在一些实施例中，球囊使用聚焦的超声能量，并且在一些实施例中，球囊使用冷冻来消融心脏组织。

在一些优选实施例中，显示步骤包括将3D可视化的投影图像显示在该区域的2D荧光镜图像上，并且在一些实施例中，显示步骤包括以3D可旋转透视格式显示3D可视化。

在一些优选实施例中，选择第一视角图像和第二视角图像包括为每个捕获的第一视角图像和第二视角图像确定心脏相位和呼吸相位。在这些实施例中的一些当中，选择第一视角和第二视角图像包括以下步骤：(a)在第一和第二图像串中识别满足心脏相位标准和呼吸相位标准的候选图像，以及(b)基于候选图像的心脏相位和呼吸相位，使用相似度标准从候选图像中选择第一视角图像和第二视角图像。

在一些高度优选的实施例中，使用R波检测器以识别R波并测量R波间隔来估计每个图像的心脏相位。在这些实施例中的一些当中，图像的心脏相位的估计是沿着R波间隔的时间百分比，在该处捕获图像，并且在一些实施例中，如果图像的估计的心脏相位在30％和80％之间，那么满足心脏相位标准。

在一些高度优选的实施例中，图像串中的每个图像的呼吸相位通过以下方式估计：(a)从图像串中不透射线的物体的地点确定呼气/吸气范围，以及(b)确定沿着图像中不透射线物体的地点的呼气/吸气范围的百分比。在这些实施例中的一些当中，不透射线的物体是地点标记，并且在一些实施例当中，当图像的呼吸相位在最大呼出的0％和20％之间时，满足呼吸相位标准。

在本发明方法的一些高度优选的实施例中，选择步骤还包括：(a)针对每对候选第一视角图像I_i和候选第二视角图像I_j，计算图像I_i与I_j的心脏相位之间的差的绝对值和图像I_i与I_j的呼吸相位之间的差的绝对值之和，以及(b)选择和最小的一对第一视角和第二视角图像。在这些实施例中的一些当中，在求和之前，给心脏相位差和呼吸相位差赋予相对权重。

在本发明方法的高度优选的实施例中，除了放置、充气和定位步骤发生在心脏消融期间之外，使用单平面荧光检查图像生成和显示在预定义的3D空间内的活体心脏区域中的心脏消融球囊的3D可视化。

在一些高度优选的实施例中，确定心脏消融球囊的3D地点和朝向包括使用反投影计算从所选择的第一视角和第二视角图像确定地点标记和最终朝向标记的3D地点。在这些实施例中的一些当中，荧光镜包括定义检测器平面的检测器和定义源点的X射线源，并且确定心脏消融球囊的3D地点和朝向还包括：(a)生成包含由检测器平面中的第一视角图像的第一朝向标记和地点标记和源点定义的三个点的第一平面；(b)生成包含由检测器平面中的第二视角图像的第二朝向标记和地点标记和源点定义的三个点的第二平面；(c)确定第一和第二平面的相交线；(d)根据相交线上的地点标记的3D地点确定球囊的地点；以及(e)根据所确定的最终朝向标记的3D地点确定球囊的方向。

在本发明的另一方面，该方法包括：(a)放置、充气和定位球囊，该球囊具有不透射线的地点标记和不透射线的中央导管部分；

(b)从以第一角度定位的第一荧光镜捕获该区域的第一视角数字化2D图像；(c)从以与第一角度不同的第二角度定位的第二荧光镜捕获该区域的第二视角数字化2D图像；(d)在每个图像中识别地点标记；(e)将第一和第二定向标记分别放置在第一视角和第二视角图像中，其中中央导管部分在距地点标记最远的点处与充气球囊的投影图像相交；(f)将第二视角图像中的地点标记和第二朝向标记与第一视角图像中的地点标记和第一朝向标记相关联；(g)使用所选择的第一视角图像和第二视角图像来确定球囊在该区域中的3D地点和朝向；(h)基于所确定的地点和朝向，将3D球囊模型***到预定义的空间中以生成3D可视化；以及(i)在显示设备上显示3D可视化，由此用户可以在球囊从发生消融的地点移开之后可视化在该区域内何处应用了心脏消融。在这些实施例中的一些当中，第一和第二荧光镜是同一个荧光镜，并且在捕获第一视角图像之后捕获第二视角图像。

在又一方面，本发明是一种用于生成并显示在预定义的3D空间内的活体心脏的区域中的心脏消融球囊的3D可视化的方法，该球囊具有不透射线的地点标记和不透射线的中央导管部分，球囊已经放置、充气并定位在该区域中。该方法使用单平面荧光镜图像并且包括以下步骤：(i)从以第一角度定位的荧光镜捕获该区域的第一视角数字化2D图像的串；(ii)从以与第一角度不同的第二角度定位的荧光镜捕获该区域的第二视角数字化2D图像的串；(iii)从串中选择第一视角和第二视角图像，使得所选择的第一视角与第二视角图像的心脏-呼吸相位的测量之间的差最小化；(iv)在两个所选择的图像的每一个中识别地点标记；(v)将第一和第二朝向标记分别放置在所选择的第一视角和第二视角图像中，其中中央导管部分在距地点标记最远的点处与充气球囊的投影图像相交；(vi)将所选择的第二视角图像中的地点标记和第二朝向标记与所选择的第一视角图像中的地点标记和第一朝向标记相关联；(vii)使用选择的第一视角图像和第二视角图像确定球囊在该区域中的3D地点和朝向；(viii)基于确定的地点和朝向，将3D球囊模型***到预定义的空间中以生成3D可视化；以及(ix)在显示设备上显示3D可视化，由此用户可以在球囊从发生消融的地点移开后可视化在该区域内应用了心脏消融的地点。

术语“图像”和“帧”在本文中可互换使用，除非另有说明，否则是指从常规荧光镜捕获的数字化数据的集合。图像或帧是像素(画面元素)的二维阵列，每个像素具有相关联的图像强度值。

术语“X射线”和“荧光镜”在本文中可互换使用。

如本文中所使用的，术语“图像的串”是指在一段时间内捕获的顺序荧光镜图像的集合，其频率通常由荧光镜的帧速率设置确定。

术语“地点”和“位置”在本文中可以互换使用，以指代诸如不透射线的标记之类的对象的3D坐标。

如本文中所使用的，术语“呼气/吸气范围”是指，当不透射线的对象在图像序列中从图像到图像移动时，不透射线的对象的极端2D位置之间的距离。

如本文中所使用的，术语“心脏-呼吸相位”是指心脏和呼吸运动结合的相位。因此，如本文中所使用的，最小化两个图像的心脏-呼吸相位之间的差异还可以包括最小化心脏相位和呼吸相位两者的测量的组合。

术语“方法步骤”、“方法元素”和“功能元素”或其它类似的术语在本文中可以互换使用，以指代本发明方法的部分。

如本文中所使用的，术语“3D球囊模型”是指心脏消融球囊的三维计算机图像，其包括与实际的心脏消融球囊设备对应的形状和维度信息。形状和维度信息可以是可定制的，使得“3D球囊模型”适合于表示多于一个具体的心脏消融球囊设备。心脏病学家还可以调整3D模型的颜色、不透明度和阴影，以便增强可视化效果。

附图说明

本发明使用来自不同角度(即，View 1和View 2)的两个X射线图像。在附图中，当对于两个视角存在对应的图时，本文使用的编号约定是将这样的两视角图标记为N-1和N-2，以指示图分别与View 1和View 2相关。

图1是示例性常规X射线机(荧光镜)的图示。图1所示的示例性机器是GE Innova2100系统。

图2图示了示例性的轴集合，该集合定义规程荧光检查套件的3D坐标。套件中的每个元素具有可以通过这个坐标系中的坐标来描述的位置。指示每个轴的正方向。

图3A至3D是放置在活体心脏中的心脏消融球囊(在这种情况下为冷冻球囊)的图示。(图3A-3D经Minneapolis,Minnesota的Medtronic Inc.许可使用。)图3A示出了心脏左心房中未充气的冷冻球囊。

图3B示出了在放置用于冷冻消融规程之前的充气的冷冻球囊。

图3C示出了在肺静脉的窦处用于冷冻消融的位置的充气的冷冻球囊。

图3D示出了消融之后未充气的冷冻球囊。

图4-1和4-2是分别在AP(前/后)和LAO(左前斜)位置用患者身上的位置处的心脏消融球囊(在这种情况下为冷冻球囊)进行的患者的胸部的代表性X射线图像。两个图像中的每一个分别是来自第一角度(View 1)的图像串中的一个图像和来自第二角度(View 2)的图像串中的一个图像。

图5A是图示用于使用单平面透视图像生成并显示在活体心脏的区域中心脏消融球囊的模型的本发明方法的实施例的示意性框图。

图5B是图示在图5A的发明方法中确定心脏消融球囊的3D地点和朝向的步骤的一个替代实施例的示意性框图。

图5C是图示在图5A的发明方法中确定心脏消融球囊的3D地点和朝向的步骤的第二替代实施例的示意性框图。

图6是来自R波检测器的数字化信号S(t_i)的示例性时间图。该信号用于导出用于每个View 1和View 2图像的心脏相位信息。

图7-1和7-2分别是View 1串的三十(30)帧和View 2串的三十(30)帧的心脏消融球囊(用于图4-1和4-2的图像中的地点标记71)的示例性y位置数据的图。注意的是，图7-1和7-2分别与图8-1和8-2配对，因此在不同的页面上，如图8-1和8-2一样。

图8-1和8-2分别是图7-1和7-2的y位置数据的图，已对其进行了平滑和插值处理以生成每个图像的呼吸相位估计。

图9-1和10-1分别是三十个View 1帧和三十个View 2帧的呼吸和心脏相位的图。心脏相位和呼吸相位的值均已规格化为0-1刻度。注意的是，图9-1和9-2分别与图10-1和10-2配对，因此在不同的页面上，如图10-1和10-2一样。

图9-2和10-2分别是View 1和View 2帧的呼吸和心脏相位的图。在每个这样的图中，绘制了满足心脏相位标准的帧，还绘制了满足呼吸相位标准的帧，图9-2针对View 1图像，图10-2针对View 2图像。这样的帧图示了用于最终选择的候选View 1和View 2帧的集合的确定，以作为使用反投影计算从中确定心脏消融球囊的3D地点的一对图像。

图11是图示从候选View 1和View 2帧的集合中选择最佳View1和View 2帧的方法的实施例的示意性框图。

图12A是如本文给出的示例中所确定的在活体心脏的区域中的冷冻球囊的3D模型的3D透视图。

图12B是具有图12A的冷冻球囊的3D模型的覆盖图的代表性X射线图像。覆盖图的不透明度小于100％，以增强可视化效果。图12B的X射线部分与图4-1中的“View 1”图像相同。

图13A是冷冻球囊的四个3D模型的3D透视图，该冷冻球囊已在活体心脏中的四个位置处一个接一个地应用消融。在图12A所指示的位置应用第一消融。图13A示出了前/后视图。

图13B是图13A的四个3D球囊模型的第二3D透视图。图13B示出了左外侧视图。

图13C是图13A的四个3D球囊模型的第三3D透视图。图13B示出了右外侧视图。

图13D是图13A的四个3D球囊模型的第四3D透视图。图13B示出了顶视图。

图14A是与图13A相同的前/后视图，为了方便起见，与图14B相邻布置。

图14B是代表性的X射线图像，其上放置了图14A的3D透视图像的覆盖图。覆盖图图像的不透明度为100％。图14B中的X射线图像与图4-1的X射线图像略有不同；在应用了所有四个消融位置之后并且在荧光镜系统的工作台向右平移之后，拍摄X射线图像。

图15A和15B分别与图14A和14B相同，不同之处在于，已减小了图15A的3D透视图像的不透明度以增强可视化效果。

具体实施方式

图1图示了用于获取2D荧光镜图像数据的示例性常规荧光镜系统10。用于常规荧光镜的成像处理涉及X射线源11，该X射线源11发送X射线束通过在工作台12上的患者(未示出)。可以是平板检测器或图像增强器/摄相机组件的X射线检测器13接收透射通过患者的X射线并将X射线能量转换成图像。

X射线源11和X射线检测器13安装在C形臂8的相对端。检测器13可以使用X射线检测层来执行转换，该X射线检测层在被X射线激发时或者发光或者释放电子，并且适当地使用光-电子转换层(例如，光电二极管或电子收集层)，其中收集与每个画面元素(像素)中的X射线信号强度成比例的电荷信号。模数转换然后产生数字图像。无论采用哪种类型的X射线检测器13，然后所得的数字图像都将被处理、有可能存储并显示在屏幕14上。控制面板在15处示出。图像然后可以显示在计算机显示器14上。

图2图示了用于荧光镜系统10的示例性坐标系。这三个轴在图2中用实线示出。从X射线源11到X射线检测器13的中心定义z轴，其中X射线束垂直并且垂直于工作台12(AP位置-前/后位置)。正(z⁺)方向由患者的胸部(前部)定义，z^-作为患者的背部(后部)。X射线工作台12定义了x轴和y轴。y轴平行于工作台，且正方向(y⁺)朝着患者的头部(上方)。x轴与y轴和z轴均垂直，并且正方向(x⁺)位于患者的左侧。轴的交点位于由轴x、y和z定义的3D空间的原点O(0,0,0)处。控制面板15被配置为沿着如上定义的所有三个轴(三个平移自由度)平移患者。

如图1所示，荧光镜系统10还被配置为绕三个轴7a、8a、9a旋转(由点线指示)，作为允许患者在荧光镜系统10的视场中期望定位的另一个手段并为医务人员提供足够的空间来执行期望的规程。在荧光镜系统10中，原点O也是这三个旋转自由度的旋转中心，即，荧光镜系统10的等中心点(X射线束中心射线的旋转中心)。荧光镜系统10包括能够在地板上绕轴7a旋转的基座7、能够绕轴8a旋转的C形臂8和能够绕轴9a旋转的L形臂9。箭头7r、8r和9r指示这三个旋转自由度可能产生的运动。

注意的是，定义荧光镜系统10内的坐标系的三个轴x、y、z不必与轴7a、8a、9a相同，因为绕这些轴的旋转改变了这些轴相对于轴x、y、z的相对位置。当然，坐标系是相对的，并且可以使用其它坐标系；上面描述的示例性轴集合不意图是限制性的。而且，并非所有荧光镜系统都配置有示例性荧光镜系统10中描述的所有平移和旋转自由度，并且这种自由度集合并不旨在是限制性的。

图3A至3D是在活体心脏的区域中的心脏消融球囊20的图示。在这种情况下，心脏消融球囊20是冷冻球囊。在这个图示序列中，将冷冻球囊20(对于未充气的也称为20u，对于充气的也称为20i)放置、充气并定位在活体心脏的左心房21中，以进行冷冻消融规程。冷冻球囊20是心脏器械，其还包括不透射线的中央导管20c和地点标记(在图3A-3D的图示中不可见)。

图3A示出了左心房21中的未充气的冷冻球囊20u。中央导管20c包括在图3A-3D中是在肺静脉23中示出的环形端20r的一端。

图3B示出了在肺静脉23的窦25(入口)处在定位用于冷冻消融规程之前的充气的冷冻球囊20i。(通过附图标记25的两个实例指示表示窦25。)

图3C示出了在肺静脉23的窦25处的位置中用于冷冻消融的充气的冷冻球囊20i。冷冻球囊20i右侧的肺静脉23中的阴影差异图示了，在冷冻消融之前，荧光造影剂27从导管中释放出来，以便核实冷冻球囊20i在窦25处完全阻塞了肺静脉23。在这样的核实之后，在与冷冻球囊20i接触的地方消融心脏组织，从而在心脏中的期望地点处形成周向病变。

图3D示出了消融规程之后未充气的冷冻球囊20u。导管的环形端20r包括多个电极，这些电极在消融后用作标测(mapping)导管以核实冷冻消融手术的有效性。

本发明的方法涉及使用一个或多个可编程计算机来执行图像处理、信号处理和所涉及的其它计算步骤。此外，可能需要感测心律的装置(诸如具有相关联电极的R波检测器)以供应信号，从该信号可以导出单平面荧光镜图像的心脏相位。

图4-1和4-2是分别在AP和LAO 20(向左20°)位置使用在患者体内适当位置的心脏消融球囊70(在这种情况下为冷冻球囊70(作为心脏导管72的一部分))的患者胸部的代表性X射线图像。两个图像中的每一个分别是来自第一角度(View 1)的图像串的一个图像和来自第二角度(View 2)的图像串的一个图像。实际上，图4-1和4-2中所示的图像对是在如稍后描述的图5A所示的方法实施例30中的方法步骤31至51所描述的用于选择的示例数据中被选择为最佳对的图像。

冷冻球囊70包括不透射线的地点标记71和不透射线的中央导管部分73，如图4-1和4-2中所指示的。这些图还图示了两个朝向标记75-1和75-2，分别在View 1和View 2图像中的每一个当中有一个，它们被数字地放在中央导管部分73和冷冻球囊70的图像的交点处的距地点标记71最远的发生这种相交的点处。朝向标记75-1和75-2在本文中也分别称为第一和第二朝向标记。朝向标记75-1和75-2的放置可以通过使用计算机定点设备通过用户与计算机系统的手动交互而发生，在该计算机系统上已对方法的步骤进行了编程。然后由计算机系统以数字方式捕获朝向标记75-1和75-2的2D坐标；该二维坐标位于检测器平面13中。

在这个示例中，地点标记71是在冷冻球囊70的远端附近但不在远端处的不透射线的对象。在所给出的示例中，地点标记71距远端向内约5mm。其它心脏消融球囊可以具有不同的详细结构，但是对于应用本文给出的发明方法，与心脏消融球囊之间具有已知维度关系的不透射线的对象必须可用作地点标记。

如从图4-1和4-2可以认识到的，冷冻球囊70比X射线图像的周围部分更不透明，因此除了地点标记71和中央导管部分73之外，冷冻球囊70在这些X射线图像中的可见度非常有限，但是通常可以找到期望的相交点。这是由于以下事实：在充气状态下，冷冻球囊70所含的气体比该气体所取代的血液具有更高的射线不透性，从而使心脏病学家能够放置朝向标记75-1和75-2。

图4-1和4-2还示出了在导管72的轴的末端处的不透射线的环74。由于环74和球囊70之间的距离可以变化，因此在View 1和View 2图像中需要放置朝向标记75-1和75-2。环74的地点没有提供关于冷冻球囊70的地点的准确信息。图4-1和4-2还示出中央导管部分73是直的。中央导管部分73是导管72的唯一刚性部分，并且沿着中央导管部分73的地点标记71和冷冻球囊70的相对端之间的距离是已知距离，并且不一定延伸到环74。因此，这个信息(View1和View 2图像内的地点标记71以及朝向标记75-1和75-2的地点)足以从View 1和View 2图像确定冷冻球囊70的3D地点和朝向。

图4-1和4-2还示出了冠状窦导管CSC和标测导管MC(以及至少一个其它心脏导管)。标测导管MC类似于在图3A至3D的图示图中被称为环形端20r(和标测导管)的部件。在图4-1和4-2的X射线图像中，标测导管MC不是环形的(即，在单个平面中)，但是标测导管MC的电极一般以螺旋方式定向。与确定心脏消融球囊70的3D地点和朝向同时地必要，在上面提到的共同未决的Sra等人的申请中公开的发明可以与本发明结合使用以根据需要创建心脏参数图。

图5A是图示用于使用单平面透视图像生成和显示在活体心脏的区域中的心脏消融球囊的模型的本发明方法的实施例30的示意性框图。方法实施例30使用从两个不同角度(View 1和View 2)拍摄的单平面荧光镜图像，以便能够确定心脏消融球囊70在如图2所示的预定坐标内的3D地点。

View 1和View 2图像可以顺序捕获(将单个荧光镜设置在第一角度，然后顺序地设置在第二角度)，或者同时捕获(使用第一和第二荧光镜)。在实施例30中，首先使用单个荧光镜在方法步骤31中捕获View 1图像的串，随后在方法步骤33中捕获View 2图像的串(以不同于第一角度的第二角度)。(在下面的示例中，荧光镜的帧速率为7.5帧/秒。)串的时间段应当足够长，以结合至少一个完整的呼吸周期。

在方法步骤35中，可以捕获心脏电压信号，从中可以在方法步骤41中确定R波间隔。功能元素37和39使用来自步骤41的R波数据来确定每个View 1图像(步骤37)和View 2图像(步骤39)的心脏相位。在本发明的方法中，利用心脏相位和呼吸相位信息来选择最佳的View 1和View 2图像用于3D地点确定。由于患者在心脏规程期间的运动主要是由心脏和呼吸活动造成的，因此为了将顺序的View 1和View 2图像用于计算，理想情况下应当采用在同一时刻取得的图像数据，从而选择最佳或最优的View 1和View 2图像涉及找到两个运动相位的差异的组合最小的图像对。因此，方法步骤37和39分别为每个View 1和View 2图像确定心脏相位信息。

图6是来自R波检测器的数字化信号S(t_i)的示例性时间图77。信号S(t_i)用于导出每个View 1和View 2图像的心脏相位信息。R波间隔79是来自信号S(t_i)内的QRS复合波的相邻R波之间的时间段(心脏循环长度)。依次捕获X射线帧，每个X射线帧相对于R波间隔79在某个时间发生。然后，基于R波间隔79内的时间的位置，将心脏相位的值指派给每个View1和View 2图像。如上面所提到的，使用在最小程度的心脏和呼吸运动期间取得的一对View1和View 2图像来确定3D心脏消融球囊的地点是有益的。作为方法步骤51中的这种确定的一部分，心脏相位标准80c(如图6所示，心脏相位在R波间隔79的30％和80％之间的帧)是满足这种心脏相位标准的帧80c(0.3≤心动相≤0.8)。心脏相位标准80c的这个30％-80％的值不是限制性的。也可以使用这个范围之外的值。

方法步骤43和45(分别为View 1和View 2)包括将地点标记71识别为位移信息的来源，可以从该位移信息中确定呼吸相位信息。由于对象在图像序列中在y方向(一般平行于患者脊柱)上的运动主要是呼吸运动的结果，因此可以使用图像串(序列)中对象的y坐标来估计呼吸相位。在下面说明的示例中，最小的y位置值最接近完全呼气。

应当注意的是，在实施例30中，在方法步骤43(对于View 1)和45(对于View 2)中提到的y位置对象的最明显选择是冷冻球囊70的不透射线的地点标记71(参见图4-1和4-2)，但是由于呼吸在y方向上移动的另一个不透射线的物体可以用于这种y位置测量。地点标记71的使用并非旨在限制。

地点标记71(在这个示例中也称为y位置对象71)的y坐标是y位置对象71的几何中心的y坐标，并且这种确定对于图像处理技术人员是众所周知的。但是，将几何中心用于这种确定并非旨在是限制性的。

y位置对象71的初始识别可以在View 1和View 2图像串的每一个中的第一图像内在计算机显示器上手动完成。然后在串的每个图像内确定y位置对象71的运动，以便为串中的每个图像确定呼吸相位信息。像这个示例中一样，y位置对象71在View 1和View 2图像串的每一个中可以是相同的对象，但是不必如此，因为全部所需的只是每个串中的y位置指示串内对象的呼吸移动。在实施例30中，两个串中的y位置对象相同的事实并非旨在是限制性的。

方法步骤47和49分别包括确定View 1和View 2串中的每个图像的呼吸相位。在图7-1至图10-2中详细例示了这种确定的一个实施例。

功能元素51包括方法步骤，通过该方法步骤，选择最佳的View1图像和最佳的View2图像，以在心脏消融球囊70的3D地点和朝向的后续计算中最小化心脏和呼吸运动的影响。方法步骤51的一个实施例在图11中示出。如上所述，分别从方法步骤47和49中地点标记71(y位置标记71)的y位置的帧到帧的变化来确定View 1和View 2图像的呼吸相位。图7-1和7-2分别是在三十个View 1(沿着线81的数据点)和三十个View 2(沿着线83的数据点)中的y位置标记71的示例性y位置数据的图。给定此类数据的性质，对呼吸相位进行估计，并且图8-1和8-2分别是图7-1和7-2的y地点数据的曲线，这些曲线已进行了平滑处理(分别是点81a和点83a)和插值(分别是线81i和83i)，以生成针对View 1和View 2图像的呼吸相位的估计。

对于这种平滑和内插，若干替代方法是可能的。在这个示例中，View 1和View 2帧中的每个都发生在五个不同的R波间隔的某个部分期间，并且通过将每个R波间隔内的帧的y位置求平均并将对应的帧编号求平均来计算每个点81a和83a，以跨View 1和View 2帧集合生成呼吸相位的高度平滑表示。通过分别计算与这些点集合81a和83a的三次样条拟合来生成曲线81i和83i，以产生每个图像的呼吸相位的估计。

图9-1和9-2是分别呈现三十个View 1帧和三十个View 2帧的呼吸相位和心脏相位的图。心脏相位和呼吸相位的值均已规格化为0-1刻度。在图9-1、9-2、10-1和10-2中，帧的心脏相位值用小方块标记示出，并且呼吸相位值用小圆形标记示出。实线和点线仅出于便于查看的目的而示出。

在图9-1和9-2中，标记85(View 1)和87(View 2)的每个点线组表示在具体R波间隔79内发生的帧的心脏相位。

图10-1呈现了满足心脏相位标准80c的View 1帧85s和满足呼吸相位标准80r的帧81s的图。图12-2呈现了满足心脏相位标准80c的View 2帧87s和满足呼吸相位标准80r的帧83s的图。在这个示例中，呼吸相位标准使得满足该标准的帧的呼吸相位介于最大呼气的0％和20％之间(呼吸相位≤0.2)。因此，图10-1和10-2示出了图9-1和9-2中所示的帧的子集的心脏相位和呼吸相位。

因此，最佳View 1和View 2图像的最终选择被简化为从同时满足心脏相位和呼吸相位标准的View 1和View 2图像中进行选择。这些包括心脏相位和呼吸相位值落在四个区域89内的View 1图像，以及心脏相位和呼吸相位值落在三个区域91内的View 2图像。在这个示例中，候选View 1图像I_i是帧1、18、22-25和29-30，并且候选View 2图像I_j是帧4、9和30。

图11是图示从区域89内的候选View 1帧和区域91内的候选View 2帧的集合中选择最佳View 1和View 2帧的最终选择的实施例51o的示意性框图。如图11中所指示的，在这个示例中，存在N₁个View 1帧I_i(N₁＝8；索引i＝1至8)和N₂个视图帧(N₂＝4；索引j＝1至4)。

在图11中，方法步骤93、95、97和99表示以下事实：方法步骤51o中的计算是使用图10-1(View 1)和10-2(View 2)中所示的View 1帧I_i和View 2帧I_j的心脏相位和呼吸相位值进行的。在方法步骤101中，计算N₁个View 1帧I_i和N₂个View 2帧I_j的所有可能对的心脏相位之间的差的绝对值；存在N₁·N₂个这样的对和绝对差值。类似地，在方法步骤103中，计算呼吸相位的N₁·N₂个绝对差值。在功能元素105中，将N₁·N₂个心脏相位差值中的每个乘以心脏加权W_C，并且以类似的方式，在方法步骤107中，将N₁·N₂的呼吸相位差乘以呼吸加权W_R。(在图7-1至10-2所示的具体示例中，使用W_C＝1和W_R＝1的值。)

在方法步骤109中，将N₁·N₂个心脏相位差和N₁·N₂个呼吸相位差的对应对相加，以生成N₁·N₂个值的集合，在方法步骤111中，选择这个集合中的最小值作为View 1和View2帧的“最佳”或“匹配”对。在方法步骤109中为每对帧形成的加权和是每对帧中的View 1和View 2帧的相似性的一种可能的测量，并且相似性标准是这种测量最小化。

可以将相似性视为这种测量的倒数，因为这种测量的较小值表示较高的帧间相似性。换句话说，在方法步骤109中计算出的N₁·N₂个值中的和的最小值表示候选帧对之间的最大相似性(最小组合相位差)。图11的方法步骤51o的结果是，选择View 1帧编号29和View2帧编号9作为最佳或匹配的帧对。在图10-1中，View 1帧29分别标记有附图标记81o(心脏相位)和85o(呼吸相位)。在图10-2中，View 2的帧9标记有编号83o(心脏相位)和87o(呼吸相位)。

再次参考图5A并且如上面所看到的，实施例30的本发明方法的上部导致选择用于确定心脏消融球囊70的3D地点和朝向的最佳(View 1，View 2)图像对，如图4-1和4-2中所示。在方法步骤51中选择了最佳(View 1，View 2)图像对之后，在方法步骤53中，将第一(或View 1)朝向标记放置在所选择的View 1图像中，并将第二(或View 2)朝向标记放置在所选择的View 2图像中，每个标记位于球囊70和中央导管部分73的投影表面的图像的相交处距地点标记71最远的点处。用户可以使用显示器14(或其它计算机显示器)和诸如鼠标之类的计算机输入设备(未示出)来手动输入朝向标记75-1和75-2以在所选择的View 1和View2图像中期望的相交点处定位朝向标记75-1和75-2。

在确定冷冻球囊70的3D地点和朝向之前，在方法元素55中，将View 1和View 2图像中的地点标记71的图像彼此相关联，第一和第二朝向标记75-1和75-2也是如此。关于图5B和5C进一步描述这些关联的细节。地点标记71的图像表示冷冻球囊70的相同物理对象。但是，第一和第二朝向标记75-1和75-2在本文中被描述为两个不同的点，因为它们实际上分别被放置在所选择的View 1和View 2图像中，如下面将看到的。

实施例30继续到方法步骤57，其中，使用地点标记71的View1和View 2地点以及第一和第二朝向标记75-1和75-2确定心脏球囊70的3D地点和朝向。图5B和5C图示了用于方法元素57的方法步骤的两个替代集合(57a和57b)。

图5B中的方法步骤集合57a更广泛地适用于View 1和View 2图像的各种可能的视角，而图5C中的方法步骤集合57b仅在View 1和View 2图像的两个视角都使得中央导管部分73接***行于工作台12时才有用。仅在这种情况下，才假设第一和第二朝向标记75-1和75-2在合理准确的假设下重合，即，两个朝向标记75-1和75-2合理地表示冷冻球囊上的同一物理点70。

现在参考图5B，在方法元素58a中，在第一和第二标记重合的假设下并且使用数学领域的技术人员众所周知的反投影方法来计算最终朝向标记的3D地点。注意的是，这个假设的准确性对于设置方法步骤57a并不关键。在方法元素58b中，使用反投影方法来计算地点标记71的3D地点。

在方法元素58c中，生成包含三个点的第一平面，这三个点是(1)X射线源11的中心、(2)检测器13的平面中View 1图像中的地点标记71，以及(3)在检测器13的平面中的第一朝向标记75-1。在方法元素58d中，生成包含三个点的第二平面，这三个点是(1)X射线源11的中心、(2)检测器13的平面中View 2图像中的地点标记71，以及(3)在检测器13的平面中的第二朝向标记75-2。这些三点集合都以合理的准确度已知。然后在方法步骤58e中，计算第一和第二平面的相交线。表示平面和相交线所必需的所有计算对于数学领域的技术人员来说是众所周知的。

因此，在方法元素58f中，从由方法步骤58a-58e提供的信息中确定冷冻球囊70的3D地点。由于地点标记71在第一和第二平面两者中，因此它沿着相交线放置。由于地点标记71以及第一和第二朝向标记75-1和75-2都在中央导管部分73上，因此冷冻球囊70绕相交线居中。并且最后，如在方法步骤58a中计算出的最终朝向标记的3D地点用于指示沿着冷冻球囊70的相交线的两个可能朝向中的哪个朝向对准。

现在参考图5C中的方法步骤集合57b，方法元素58a和58b贡献与图5B中相同的信息。在这种情况下，如上所述，当View 1和View 2的图像都使得中央导管部分73靠近工作台12的平面放置时，在方法步骤58a中计算出的最终朝向标记是冷冻球囊70的末端相对于地点标记71的3D地点的合理表示，并因此确定冷冻球囊70的3D地点和朝向。

再次参考图5A，在方法步骤59中，根据在方法步骤57中确定的3D地点和朝向将冷冻球囊70的3D模型***到预定义的3D空间中，并且在方法步骤61中，通过这种***提供的可视化在显示器14或其它计算机显示器上显示。

图12A至15B是由本发明方法的实施例30生成的可视化的显示的示例性图像。图12A、13A-14A和15A是已***荧光镜系统10的预定义3D空间中的一个或多个3D冷冻球囊模型的计算机生成的3D透视图，并且图12B、14B和15B是这种3D透视图像已作为覆盖图放置在其上的X射线图像。在3D透视图中(图12A、13A-14A和15A)中的每个3D冷冻球囊模型的图像都标有在应用消融时心脏内冷冻球囊70的医学相关位置的指示。这些指示如下：RSPV＝右上肺静脉；RIPV＝右下肺静脉；LSPV＝左上肺静脉；以及LIPV＝左下肺静脉。(这些指示在本文中也用于提供对其进行标记的3D球囊模型的参考。)所显示的可视化的朝向还被如下指示：P＝后侧(患者背部)；A＝前侧(患者前部)；R＝患者右侧；L＝患者左侧；S＝上部(患者头端)；以及I＝下部(患者的脚)。还指示了视图描述符，如下：AP＝前/后；LL＝左外侧；RL＝右外侧；并且顶视图是从患者上方看，与脊柱平行。最后，这些图中的轴线还指示荧光镜系统10的预定义3D工作区的朝向，但不一定指示其原点。

包括覆盖图的12B、14B和15B中的X射线图像不包括指示球囊70的医学相关位置的标记，但是这些位置与在对应的3D透视图中指示的位置匹配。

图12A是如在本文给出的示例中所确定的活体心脏的区域中的冷冻球囊70的3D模型LSPV的3D透视图。图12B是具有图12A的3D模型70m的覆盖图的图4-1的View 1X射线图像。覆盖图的不透明度小于100％，以增强可视化效果。因为不透明度小于100％，所以可以看到3D球囊模型LSPV的“内部”包括地点标记71m和中央导管部分73m。

如图12A和12B中所示，将冷冻球囊70的3D模型LSPV***到预定义的3D空间中是由于上述第一消融规程的示例所产生的，该规程最终包括消融到所有四个肺静脉的入口。图13A是冷冻球囊70的四个3D模型(RSPV、RIPV、LSPV和LIPV)在活体心脏中一个接一个地应用消融的位置处的3D透视图。图13A示出了前/后视图；图13B是左外侧视图。图13C是右外侧视图；并且图13D是顶视图。

在患者躺在荧光镜系统10内的工作台12上的情况下，可以有其它运动源影响冷冻球囊70的3D地点和朝向确定的准确性。其中包括患者相对于工作台12的移动(除了心脏和呼吸运动)、对工作台12的位置的调整，以及对基座7、C形臂8和L形臂9的朝向的调整。这些运动源中的后两个是借助于荧光镜系统10来补偿的，该荧光镜系统具有经由控制面板15命令的控制子系统(未显示)，该控制子系统提供对已发生的平移和旋转量的测量，并将信息提供给方法实施例30以使坐标系能够被相应地变换。

但是，必须使用其它方法补偿患者相对于工作台12的运动。一种这样的方法在患者身上采用至少两个外部标记，这些标记最初在本文所述的本发明的View 1/View 2规程期间被3D定位。在图4-1和4-2中指示了两个这样的标记76，并且在图12B、14B和15B中也可见。在这样的初始化之后，在患者的单平面X射线图像内监视外部标记76的2D x，y位置，并且将感测到的患者的x，y运动用于相应地变换坐标系。无法补偿明显超出x，y平面的患者运动(平移或旋转运动)，但是在此类规程期间不会太频繁地遇到这种患者移动。

图14B和15B是由工作台12的平移产生的图像。(图14A是与图13A相同的前/后视图，为方便识别图14B中的对象而将图13A放置在图14B旁。)图14B是图14A的3D透视图像的覆盖图已放置在其上的代表性X射线图像。覆盖图图像中冷冻球囊70的3D冷冻球囊模型(RSPV、RIPV、LSPV和LIPV)的不透明度为100％；因此，在这种情况下，X射线图像中此类模型背后的细节都不可见。如上所述，图14B中的X射线图像与图4-1中的X射线图像略有不同；在所有四个消融位置都达到并且荧光镜系统10的工作台12已向右平移之后，取得X射线图像。(如上所述，这些标记尚未添加到图14B；此类指示是在图14A中进行的指示。)

心脏消融的过程消耗适度的时间，即，消融过程达到其对心脏组织的预期效果所需的时间。因此，在放置、充气和定位心脏消融球囊70之后发生的所有方法步骤都不会增加患者正在接受的医疗规程的时间。

上述示例性消融规程涉及在肺静脉窦处的消融。如可以容易地看出的，本发明的方法还可以有利地应用于可能需要消融的心脏的其它区域。该示例的窦消融地点并非旨在是限制性的。

虽然已经结合具体实施例描述了本发明的原理，但是应当清楚地理解，这些描述仅是通过示例的方式进行的，并且不意图限制本发明的范围。