[go: up one dir, main page]

CN118892331A - 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质 - Google Patents

基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质 Download PDF

Info

Publication number
CN118892331A
CN118892331A CN202310472347.5A CN202310472347A CN118892331A CN 118892331 A CN118892331 A CN 118892331A CN 202310472347 A CN202310472347 A CN 202310472347A CN 118892331 A CN118892331 A CN 118892331A
Authority
CN
China
Prior art keywords
endocardial
potential
dimensional
data
electrode
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Pending
Application number
CN202310472347.5A
Other languages
English (en)
Inventor
周欣欢
马俊
梅佳
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Shenzhen Xinhuan Technology Co ltd
Original Assignee
Shenzhen Xinhuan Technology Co ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Shenzhen Xinhuan Technology Co ltd filed Critical Shenzhen Xinhuan Technology Co ltd
Priority to CN202310472347.5A priority Critical patent/CN118892331A/zh
Priority to PCT/CN2023/119905 priority patent/WO2024221713A1/zh
Publication of CN118892331A publication Critical patent/CN118892331A/zh
Pending legal-status Critical Current

Links

Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Clinical applications
    • A61B8/0883—Clinical applications for diagnosis of the heart
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A61B5/283—Invasive
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/25—Bioelectric electrodes therefor
    • A61B5/279—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses
    • A61B5/28—Bioelectric electrodes therefor specially adapted for particular uses for electrocardiography [ECG]
    • A61B5/283—Invasive
    • A61B5/287—Holders for multiple electrodes, e.g. electrode catheters for electrophysiological study [EPS]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/24—Detecting, measuring or recording bioelectric or biomagnetic signals of the body or parts thereof
    • A61B5/316—Modalities, i.e. specific diagnostic methods
    • A61B5/318—Heart-related electrical modalities, e.g. electrocardiography [ECG]
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/74—Details of notification to user or communication with user or patient; User input means
    • A61B5/742—Details of notification to user or communication with user or patient; User input means using visual displays
    • A61B5/7445—Display arrangements, e.g. multiple display units
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/08—Clinical applications
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/46—Ultrasonic, sonic or infrasonic diagnostic devices with special arrangements for interfacing with the operator or the patient
    • A61B8/461—Displaying means of special interest
    • A61B8/466—Displaying means of special interest adapted to display 3D data
    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B8/00—Diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/52—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves
    • A61B8/5215—Devices using data or image processing specially adapted for diagnosis using ultrasonic, sonic or infrasonic waves involving processing of medical diagnostic data
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F30/00—Computer-aided design [CAD]
    • G06F30/20—Design optimisation, verification or simulation
    • G06F30/25—Design optimisation, verification or simulation using particle-based methods
    • G—PHYSICS
    • G16—INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR SPECIFIC APPLICATION FIELDS
    • G16H—HEALTHCARE INFORMATICS, i.e. INFORMATION AND COMMUNICATION TECHNOLOGY [ICT] SPECIALLY ADAPTED FOR THE HANDLING OR PROCESSING OF MEDICAL OR HEALTHCARE DATA
    • G16H50/00—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics
    • G16H50/50—ICT specially adapted for medical diagnosis, medical simulation or medical data mining; ICT specially adapted for detecting, monitoring or modelling epidemics or pandemics for simulation or modelling of medical disorders
    • G—PHYSICS
    • G06—COMPUTING; CALCULATING OR COUNTING
    • G06F—ELECTRIC DIGITAL DATA PROCESSING
    • G06F2111/00—Details relating to CAD techniques
    • G06F2111/10—Numerical modelling

Landscapes

  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Public Health (AREA)
  • Medical Informatics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Biomedical Technology (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Veterinary Medicine (AREA)
  • Animal Behavior & Ethology (AREA)
  • Surgery (AREA)
  • Heart & Thoracic Surgery (AREA)
  • Cardiology (AREA)
  • Radiology & Medical Imaging (AREA)
  • Nuclear Medicine, Radiotherapy & Molecular Imaging (AREA)
  • Theoretical Computer Science (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Data Mining & Analysis (AREA)
  • Epidemiology (AREA)
  • Geometry (AREA)
  • Databases & Information Systems (AREA)
  • Primary Health Care (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Computer Hardware Design (AREA)
  • Evolutionary Computation (AREA)
  • Computer Vision & Pattern Recognition (AREA)
  • Computer Graphics (AREA)
  • Physiology (AREA)
  • Measurement And Recording Of Electrical Phenomena And Electrical Characteristics Of The Living Body (AREA)
  • Measuring And Recording Apparatus For Diagnosis (AREA)

Abstract

本发明实施例公开了一种基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质，方法包括：获取心内膜三维模型、心腔内的电极探头采集到的电极电势数据以及三维空间定位系统采集到的电极探头的位置数据；利用几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的数值关系方程；基于数值关系方程、位置数据以及电极电势数据进行心内膜电势进行逆运算求解处理，确定心内膜上的心内膜电势数据；根据心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定心内膜上的心内膜电荷密度，并实时显示。以此实现不接触心内膜就可以进行心内膜上的电荷密度标测，降低操作复杂性，提高心脏三维标测速度。

Description

基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质
技术领域
本发明涉及电生理标测技术领域，尤其涉及一种基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质。
背景技术
电生理心脏病(即心律失常，包括房颤、房扑、室扑、室上速等)是重大的人类健康问题，中国电生理心脏病现存患者超过3000万、大多数得不到良好的治疗，引发了严重的社会和经济负担。电生理心脏病通常由心脏电流传导系统病变导致，即电流在心脏中的传导顺序和幅值异常引发心肌收缩异常。
导管介入消融治疗是当前最安全、有效的电生理疾病临床治疗手术之一，该手术通过外周静脉微创介入的方式对异常的病灶和电信号传导束进行消融，以切断心脏内膜或外膜异常的电流传输。
其中，进行导管介入消融需要首先要对心脏电流传输进行标测，即使用电极导管经过股静脉穿刺，将导管头端送到心脏内，使用电极接触到心内膜或心外膜上多个不同位置，以此记录三维分布的心脏激动电流，并通过三维分布的电势图识别电势图上异常的病灶和传导束如低电压区，从而确定消融手术的靶点、引导消融手术进行治疗，而要实现“接触”的标测操作难度高。
当前临床使用的心脏三维标测技术均为接触式三维标测，其三维标测密度取决于电极数量和大小，因此产生高精密度标测需要在电极导管上集成更小、更多电极，成本较高；另一方面，接触式三维标测由于较为耗时，而正常人心跳周期为0.8s，因此接触式三维标测需要复杂的时间和空间同步、往往需要假设心跳为周期性，因此无法实现非周期性心律不齐判断的数据支持。
故由于现有心脏三维标测技术存在标测操作难度高以及无法支持非周期性心律不齐的判断等问题，所以现有三维标测方案无法覆盖复杂的电生理心脏疾病治疗。
发明内容
本发明的主要目的在于提供一种基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质，可以解决现有技术中的标测操作难度高以及无法支持非周期性心律不齐的判断等问题。
为实现上述目的，本发明第一方面提供基于边界元的三维标测方法，所述方法应用于基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述方法包括：
获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势；
利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；
基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
在一种可行实现方式中，所述利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程，包括：
遍历所述几何向量数据中的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0，则将所述第k+1法向量的方向翻转，并令k＝k+1，返回执行所述当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0的步骤，直至遍历完所有的三角形的法向量，得到得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，所述k的初始值为1；
基于心内膜的边界以及所述多通道电极导管的位置数据进行边界元离散，确定边界元离散后的心内膜电势与电极电势之间的转换矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势；
利用所述转换矩阵，确定边界元离散后的心内膜电势到电极电势的数值关系方程。
在一种可行实现方式中，所述边界元离散后的心内膜电势到电极电势的数值关系方程如下：
A*E1＝E2；
式中，E1∈RM为心内膜电势数据，M代表心内膜三维模型的三角网格模型的三角形数量，E2∈RN为多个标测电极采集到的电极电势数据，N代表标测电极数量，A∈RN*M为转换矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势。
在一种可行实现方式中，所述预设的心内电势的静电学关系如下：
其中，λ为目标常数系数，D1 (k)、 代表心内膜及电极的电势，代表心内电势中的第k个三角形的心内膜电势，k∈M。
在一种可行实现方式中，所述心内膜电势逆运算的求解方程如下：
E1＝(AT*A+λ*I)-1*AT*E2；
式中，E1∈RM为心内膜电势数据，M代表心内膜三维模型的三角网格模型的三角形数量，E2∈RN为多个标测电极采集到的电极电势数据，N代表标测电极数量，A∈RN*M为转换矩阵，T代表转置，λ为正则化系数，I∈RM*M为单位矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势。
在一种可行实现方式中，所述电荷密度算法如下：
式中，分别为心内膜的边界上任意一点的空间位置，为处的心内膜电荷密度，为与法向量之间夹角，S为三角网格模型，为心内膜的边界上空间位置处的心内膜电势。
为实现上述目的，本发明第二方面提供一种基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统、心电采集系统、显示系统以及工作站，所述心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统、心电采集系统以及显示系统分别与所述工作站之间具有通讯连接；
所述心脏三维成像系统以心腔内超声的方式进行心内膜的建模，得到心内膜三维模型，并将所述心内膜三维模型上传至所述工作站，所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角形网格模型中各个三角形的几何向量数据；
所述介入三维标测导管包括多通道电极导管、多通道采集系统以及操控手柄，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述标测电极设置在所述多通道电极导管的头端，所述操控手柄设置在远离所述头端的多通道电极导管的远端；所述多通道采集系统包括多个数据采集通道，每个数据采集通道与所述标测电极一一对应，数据采集通道用于并行采集各个标测电极的电极电势；
所述多个标测电极构成电极探头，所述电极探头用于以便于介入的第一形状介入心腔内，所述操控手柄用于在介入至所述心腔内之后，控制所述电极探头由所述第一形状变换为便于标测的第二形状，所述电极探头还用于基于所述第二形状利用所述多个标测电极非接触式的标测心腔内的电极电势数据，并将所述电极电势数据上传至所述工作站，所述电极电势数据用于反映所述心腔内的各处的血流电势；所述第一形状为闭合形状，第二形状为非闭合形状；
所述三维空间定位系统用于采集所述多通道电极导管的位置数据，并将所述位置数据上传至所述工作站，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置；
所述心电采集系统用于采集体表的心电数据，并将所述心电数据上传至所述工作站，所述心电数据用于反映各个心跳周期；
所述工作站用于接收所述模型参数、电极电势数据、位置数据以及心电数据，并基于所述心电数据统计当前心跳周期内的模型参数、电极电势数据及位置数据，并执行如第一方面及任一可行实现方式所示方法的步骤；
所述显示系统用于在预设的显示终端上实时显示所述心内膜三维模型以及所述心内膜三维模型上的心内膜电荷密度。
为实现上述目的，本发明第三方面提供一种基于边界元的三维标测装置，所述装置应用于基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述装置包括：
心腔数据获取模块：用于获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势；
电势关系建立模块：用于利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；
心内膜电势求解模块：用于基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
电荷密度确定模块：用于根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
为实现上述目的，本发明第四方面提供一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，使得所述处理器执行如第一方面及任一可行实现方式所示步骤。
为实现上述目的，本发明第五方面提供一种计算机设备，包括存储器和处理器，所述存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如第一方面及任一可行实现方式所示步骤。
采用本发明实施例，具有如下有益效果：
本发明提供一种基于边界元的三维标测方法，方法应用于基于边界元的三维标测系统，系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，方法包括：获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个标测电极的电极电势数据、三维空间定位系统采集到的多通道电极导管的位置数据以及利用心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，位置数据用于反映多通道电极导管在心腔内的空间位置，电极电势数据用于反映心腔内各个标测电极处的血流电势；利用几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；基于数值关系方程、位置数据以及电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定心内膜上三维分布的心内膜电势数据；根据心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将心内膜电荷密度输出至显示系统，以在心内膜三维模型上实时显示心内膜电荷密度。
采用上述心腔内的多个标测电极采集到的电极电势数据可以反映心腔内各个位置的血流电势，进而通过静电学关系以及转换矩阵可以利用电极电势数据来得到心内膜电势数据，实现不接触心内膜就可以得到心内膜电势数据，而不需要和心内膜接触降低了标测操作的复杂性，可快速进行三维电生理标测，实现在一个心跳周期内完成心内膜三维标测，继而通过心内膜电势数据可以计算出当前一个心跳周期内的心内膜电荷密度，并实时显示当前时刻的心内膜电荷密度以及心内膜模型有利于为非周期性心律不齐的判断提供数据支持。
附图说明
为了更清楚地说明本发明实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本发明的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
其中：
图1为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测系统的结构图；
图2为本发明实施例中一种介入三维标测导管的结构示意图；
图3为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测方法的流程图；
图4为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测方法的另一流程图；
图5为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测装置的结构框图；
图6为本发明实施例中计算机设备的结构框图。
具体实施方式
下面将结合本发明实施例中的附图，对本发明实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本发明一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本发明中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本发明保护的范围。
请参阅图1，图1为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测系统00的结构图，其中，基于边界元的三维标测系统可看做非接触式的心脏三维标测系统，如图1所示基于边界元的三维标测系统00包括心脏三维成像系统10、介入三维标测导管20、三维空间定位系统30、心电采集系统40、显示系统60以及工作站50，心脏三维成像系统10、介入三维标测导管20、三维空间定位系统30、心电采集系统40以及显示系统60分别与工作站50之间具有通讯连接；以使心脏三维成像系统10、介入三维标测导管20、三维空间定位系统30、心电采集系统40以及显示系统60均可以与工作站50进行数据交互，以此记录三维分布的心脏激动电流和希式图、以及用户通过三维分布的电势图识别电势图上异常的病灶和传导束如低电压区，从而给予用户指导来确定消融手术的靶点、引导消融手术进行治疗。
示例性的，心脏三维成像系统10包括但不限于可以实现内窥的超声成像设备；介入三维标测导管20包括但不限于具有多通道数据采集能力的多通道采集系统以及多通道数据标测能力的多通道电极导管，该多通道电极导管设置有包括多个呈一定排列方式的标测电极的电极探头，可以基于该多通道电极导管介入心腔内以进行心腔内的血流电势标测；三维空间定位系统30包括但不限于磁定位、电定位或声学定位的三维定位传感器；心电采集系统40包括但不限于监测体表心电信号的监测装置；显示系统60包括但不限于具有显示屏幕的电子设备；工作站50包括但不限于终端或服务器，也即工作站可以包括显示系统。终端具体可以是台式终端或移动终端，移动终端具体可以是手机、平板电脑、笔记本电脑等中的至少一种。服务器可以用独立的服务器或者是多个服务器组成的服务器集群来实现。
需要说明的是，心脏三维成像系统10用于以心腔内超声的方式进行心内膜的建模，得到心内膜三维模型的模型参数，并将模型参数上传至工作站50，模型参数至少包括心内膜三维模型的三角形网格模型中各个三角形的几何向量数据，其中，几何向量数据包括但不限于每个三角形的法向量。示例性的，以心腔内超声是指将带超声探头的导管经周围静脉，插入右心系统，以通过超声成像显示心脏结构图像。其中，心内膜三维模型包括但不限于近似心内膜结构的几何网格模型，几何网格模型包括但不限于由若干的三角形构成的三角形网格模型。
请参阅图2，图2为本发明实施例中一种介入三维标测导管20的结构示意图，所述介入三维标测导管20包括多通道电极导管、多通道采集系统以及操控手柄，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极202，所述标测电极202设置在所述多通道电极导管的头端，所述操控手柄设置在远离所述头端的多通道电极导管的远端；所述多通道采集系统包括多个数据采集通道，每个数据采集通道与所述标测电极一一对应，数据采集通道用于并行采集各个标测电极的电极电势；
所述多个标测电极构成电极探头201，所述电极探头201用于以便于介入的第一形状介入心腔内，所述操控手柄用于在介入至所述心腔内之后，控制所述电极探头201由所述第一形状变换为便于标测的第二形状，所述电极探头201还用于基于所述第二形状利用所述多个标测电极202非接触式的标测心腔内的电极电势数据，并将所述电极电势数据上传至所述工作站50，所述电极电势数据用于反映所述心腔内的各处的血流电势；所述第一形状为闭合形状，第二形状为非闭合形状。
其中，电极探头201包括通道引线以及若干标测电极202，标测电极202分布在各个通道引线上，其中，通道引线的一端与工作站电连接，以将标测电极202采集到的电极电势数据上传至工作站，而通道引线的另一端在电极探头未介入到心腔时，可以互相连接以形成第一形状，使得电极探头可以呈现以便于介入到心腔内的形状，进而在其介入到心腔中为了更加方便对心腔内各处血流电势的标测，可以将没有和工作站相连的通道引线的另一端散开，以使标测电极与心腔内的空间最大化接触，标测心腔内各处的血流电势。
如图2所示是一种非接触式的心脏三维标测导管，该导管包括位于体外的手柄和进入体内的可调弯导管，第一形状为闭合的球形，标测电极202(简称电极)位于导管头端的各个分支上，假设一根导管上带有一共有N个电极202。使用时，导管经股静脉穿刺进入心腔内，使用手柄撑起位于导管头部的自膨分支，N个电极配合体表心电监测系统，分别记录一个心跳周期内、位于心腔内的不同电极位置处的血流的电势。导管头端带有三维定位传感器，能够在测量血流电势的同时，记录导管头端电极的位置。该导管可以进入不同的心腔结构内，如进行房颤手术往往需要进行房间隔穿刺、进入左心房。需要说明的是，介入三维标测导管包括但不限于设置有电极探头的多通道电极导管等心脏三维标测导管，且上述导管不需要与心内膜接触，以达到非接触式的心脏三维标测。
三维空间定位系统30用于采集多通道电极导管的位置数据，并将位置数据上传至工作站50，位置数据用于反映多通道电极导管在心腔内的空间位置。以使通过该位置数据可以知晓标测电极采集的血流电势是心腔哪一位置的，位置数据包括但不限于多通道电极导管、电极探头的位置坐标以及标测电极的位置坐标。比如已知标测电极在电极探头上的分布位置，可以通过电极探头的位置坐标推测出每个标测电极的位置坐标，进而就可以知道心腔内与每个标测电极的位置坐标相对应的心腔位置的血流电势。
心电采集系统40用于采集体表的心电数据，并将心电数据上传至工作站50，心电数据用于反映各个心跳周期；其中，心电数据包括但不限于心电信号(electrocardiogram,简称ECG)，通过心电数据便可以确定心脏的心跳周期，以得到一个心跳周期的电生理三维标测数据。
工作站50用于接收模型参数、电极电势数据、位置数据以及心电数据，并基于心电数据统计当前心跳周期内的模型参数、电极电势数据及位置数据，并执行本申请所示的基于边界元的三维标测方法的步骤，以实现对上述模型参数、电极电势数据、位置数据以及心电数据的后处理，得到一个心跳周期的电生理三维标测数据，其中，基于边界元的三维标测方法也可叫做非接触式的心脏三维标测方法；进而显示系统60用于在预设的显示终端上实时显示所述心内膜三维模型以及所述心内膜三维模型上的心内膜电荷密度。用户可以通过观察不同时刻的上述心内膜电荷密度基于专业知识可以进行判断或诊断，以给予用户指导。
需要说明的是，心脏电生理是由于钾离子K+、钙离子Ca2+、氯离子Cl-等离子在不同时间在心肌的流动和聚集，其本质为电荷密度在心肌的聚集，现有的三维标测技术方案均为基于电势的测量，电势是局部和远场电荷的叠加，远程心肌电荷干扰会降低局部测量结果，降低电势标测密度，本案中基于电荷的直接测量，能够显著提高三维标测的精度和可靠性。
示例性的，本实施例提出非接触式心内膜三维标测系统。通过心腔内超声在心内对不同成像切面进行成像，并对所得的的图像进行心腔图像分割。随后，将分割后的轮廓结合成像探头的三维空间位置，得到三维表面的空间点云，并对其进行三维表面重建，将心内膜的表面进行三角化表示。
心电门控系统(也即心电采集系统)。通过体表心电采集系统，采集胸口心电图，将其与心腔内超声采集的图像和多通道采集系统的信号进行时间同步。
导管(也即介入三维标测导管)。导管头端包括多条分支，每条分支上分布有多个电极，可以通过手柄操作撑起导管，从而使得电极分布于心腔内，从而同时采集多个位置的血流电势。另外，导管头端包括三维定位传感器。
多通道采集系统。主机为多通道采集系统，每个通道与导管前端的电极相连通，能够采集多个通道电势并进行滤波处理。
三维空间定位系统(也即三维空间定位系统)。如磁场定位、电场定位和声场定位系统，能够记录导管头端三维定位传感器的空间位置和空间角。
算法工作站(也即工作站)，包括图像分割，心内膜表面三维建模，边界元方法进行心内膜静电学方程离散，建立代数方程，并求解电势伪逆解。其次，基于测量的三维分布的电势，计算三维分布的电荷密度。
本发明的基于边界元方法的心脏三维电生理标测系统包括心内膜三维建模系统、心电门控系统、导管、多通道采集系统、三维空间定位系统。心内膜三维建模系统可以通过心脏成像、图像分割、点云三维重建得到心内膜的三维模型，心电门控系统能够实时记录体表的电信号，最终该三维标测系统能够并将采集到的滤波后的信号传到工作站上进行算法后处理和三维显示。电势采集系统可以同时采集各个电极所在位置的电势，并进行带通滤波、过滤高频噪声和低频市电干扰。三维空间定位系统能够配合位于导管头端的三维定位传感器，记录导管头端的三维空间位置和空间角度。采集到的滤波后的多通道电势信号可以传到工作站上，进行后续处理。
本发明提供一种基于边界元的三维标测系统，通过介入三维标测导管的电极探头采集血流电势来得到心内膜电势，可以减少标测电极的数量，降低导管成本同时，不接触心内膜就可以实现心内膜上的电势标测的目的，进一步降低操作复杂性，推动三维标测技术下沉；可快速进行三维电生理标测，实现一个心跳周期内完成心内膜三维标测和实时显示，从而实现对非周期性心律不齐的诊断提供数据支持。
请参阅图3，图3为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测方法的流程图，如图3所示基于边界元的三维标测方法应用于如图1所示的基于边界元的三维标测系统，上述系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，如图3所示方法包括：
301、获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；
其中，所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势。
需要说明的是，本实施例中的基于边界元的三维标测系统相关内容可以参考上述图1所示的基于边界元的三维标测系统的内容，为避免重复此处不作赘述。
本实施例所示方法可以由基于边界元的三维标测系统中的工作站执行，其中，工作站接收心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及心电采集系统上传数据，进而可以通过心电采集系统确定当前心跳周期，进而基于当前心跳周期对所接收的数据进行时间同步，进而获取所述电极探头在心腔内的采集到的多通道的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型，进而开始一个心跳周期内的三维电生理标测。其中，得到心内膜三维模型便可以知晓心内膜三维模型的几何数据，心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，位置数据用于反映多通道电极导管在心腔内的空间位置。由于多通道电极导管介入到心腔中标测血流电势，因此多通道电极导管的电极探头采集的电极电势数据就是心腔内对应空间位置的血流电势，故通过移动该多通道电极导管在心腔内的空间位置，便可以得到各处的血流电势，而电极电势数据用于反映心腔内各处的血流电势。几何数据用于反映每个三角形的几何结构参数以及向量参数，该几何数据包括但不想限于三角形的法向量。
示例性的，首先进行心内膜三维建模。心内膜三维建模可以使用ECG门控系统(也即心电采集系统)辅助下的经胸超声、食道超声、心腔内超声，或使用磁共振成像和CT成像等影像设备，记录心脏静息状态(即呼气末期和心脏舒张末期)的三维结构。本发明使用心腔内超声，即在心跳舒张末期采集超声图像及导管头端三维位置，并通过心脏三维成像系统将影像设备获得的图像进行图像分割、三维表面重建，可以建立心腔单连通域表面网格，记为S。S为由M个三角形构成的三角形网格。
302、利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；
需要说明的是，为了实现使用边界元方法建立静电学数值计算模拟，需要计算S的法向量，继而对每个三角形网格，根据其三个顶点坐标，可以计算三角形网格S的第k个三角形的法向量为：
其中，和分别为第k个三角形网格的两条边。本实施例中，为使用边界元方法，需要定义指向心内膜外的方向为法向量正方向。
进一步的，利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程。
其中，心内电势至少包括心内膜电势及血流电势，心内电势具有一定静电学关系，满足拉普拉斯方程。示例性的，心脏上电流传导速度为0.5m/s到7m/s，可以近似为一静电学问题，其控制方程为心内电势的Laplace方程：
ΔE＝0 (2)
其中，公式(2)为预设的心内电势的静电学关系，其中，E为心内膜和心腔内血流的电势。
进而通过边界元法进行离散处理，得到边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程，由于电极电势用于反映血流电势，以此该数值关系方程用于反映各处的电极电势与心内膜电势之间的静电学关系的数值关系方程，通过该数值关系方程可以使用各处的电极电势求解出各处的心内膜电势。
303、基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
进一步的，可以基于所述数值关系方程、多通道电极导管的位置数据以及电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据，以此得到心内膜上当前心跳周期的的心内膜电势数据。
304、根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
进一步的，通过心内膜电势数据可以确定当前时刻心内膜上各处的电荷分布，具体的，根据心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定心内膜上的心内膜电荷密度，其中，心内膜电荷密度可以用于反映心内膜各处的电荷分布，通过将心内膜电荷密度输出至显示系统，以在心内膜三维模型上显示心内膜电荷密度，使得用户可以根据显示的内容评估诊断，实现在一个心跳周期内完成心内膜三维标测，获得一个心跳周期内的心内膜电荷密度，并进行实时显示，有利于观察不同时刻的心内膜电荷密度，为非周期性心律不齐的判断提供数据支持。
本发明提供一种基于边界元的三维标测方法，通过上述心腔内的多个标测电极采集到的电极电势数据可以反映心腔内各个位置的血流电势，进而通过静电学关系以及转换矩阵可以利用电极电势数据来得到心内膜电势数据，实现不接触心内膜就可以得到心内膜电势数据，而不需要和心内膜接触降低了标测操作的复杂性，可快速进行三维电生理标测，实现在一个心跳周期内完成心内膜三维标测，继而通过心内膜电势数据可以计算出当前一个心跳周期内的心内膜电荷密度，并实时显示当前时刻的心内膜电荷密度以及心内膜模型有利于为非周期性心律不齐的判断提供数据支持。
请参阅图4，图4为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测方法的另一流程图，如图4所示基于边界元的三维标测方法应用于如图1所示的基于边界元的三维标测系统，在此不作赘述，其中，如图4所示方法包括如下步骤：
401、获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；
其中，所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势。
需要说明的是，步骤401所示内容与图3所示方法的步骤301的内容相似，为避免重复此处不作赘述，具体可参阅图3所示方法的步骤301的内容。
402、遍历所述几何向量数据中的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0，则将所述第k+1法向量的方向翻转，并令k＝k+1，返回执行所述当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0的步骤，直至遍历完所有的三角形的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，所述k的初始值为1；
进一步的，根据心内膜三维模型计算每个三角形网格的法向量，并进行遍历确定法向量正方向为指向心内膜外的方向，由于平面的法向量具有两个方向，为了提高边界元方法的准确性，需要将每个三角形的法向量统一在同一方向，该同一方向也即规定的法向量的正方向，其中，规定正方向为指向心内膜外的方向，因此，得到每个三角形的法向量之后，可以逐个判断其方向，进行方向的统一，具体的，遍历所述几何向量数据中的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0，则将所述第k+1法向量的方向翻转，并令k＝k+1，返回执行所述当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0的步骤，直至遍历完所有的三角形的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，所述k的初始值为1。
示例性的，对每个三角形网格，根据其三个顶点坐标，可以计算三角形网格S的第k个三角形的法向量为：
其中，和分别为第k个三角形网格的两条边。本实施例中，为使用边界元方法，需要定义指向心内膜外的方向为法向量正方向，因此，需要对三角形网格S中的M个三角形进行遍历，若则对其中，两个法向量之间叉乘的结果是小于0，说明两个法向量之间的夹角为180度，即两个法向量的方向相反，进而翻转法向量k+1的方向与法向量k同向。逐个遍历每个三角形k的法向量，以得到同一方向的法向量，也即正方向均为指向心内膜外的方向的目标法向量。
403、基于心内膜的边界以及所述多通道电极导管的位置数据进行边界元离散，确定边界元离散后的心内膜电势与电极电势之间的转换矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势；
进而对心内膜和电极导管进行边界元离散，确定由心内膜电势到电极导管上的电极电势的转换矩阵。其中，所述转换矩阵包括常数系数，其中，常数系数的取值规则包括所述心内膜的边界内、边界外以及边界上的心内电势各自对应的常数系数，所述心内电势至少包括心内膜电势及血流电势。具体的，在得到心内膜边界后，便可以确定与边界存在不同位置的心内电势的常数系数，例如，边界内的心内电势对应第一常数系数，边界外的心内电势对应第二常数系数，边界上的心内电势对应第三常数系数，第一常数系数可以为0.5，第二常数系数可以为0，第三常数系数可以为1。通过上述常数系数规则得到心内电势的目标常数系数。进而可以得到边界离散后的转换矩阵，以基于该转换矩阵以及电极电势进行逆运算来得到心内膜电势。也即转换矩阵用于将心内膜三维模型上多个三角网格点的电势转换至所述多通道电极上的电势。
404、利用所述转换矩阵，确定边界元离散后的心内膜电势到电极电势的数值关系方程；
进一步的，通过边界元方法对满足拉普拉斯方程的静电学关系进行离散，进而确定离散后的边界元离散后的心内膜电势到电极电势的数值关系方程。
示例性的，心脏上电流传导速度为0.5m/s到7m/s，可以近似为一静电学问题，其控制方程为心内电势的Laplace方程：
ΔE＝0(2)
其中，公式(2)为预设的心内电势的静电学关系，其中，E为心内膜和心腔内血流的电势。建立边界元方法如下：
其中，公式(3)的λ为目标常数系数，举例来说，对于位于边界上的电势，λ＝0.5；对于位于边界外的电势，λ＝0；对于位于边界内的电势，λ＝1。D1 (k)、以及D2 (k)为一些与心墙结构几何有关的变量，心墙可以理解为心内膜的边界，本申请不多做说明。E(ε,η,ζ)代表心内膜及电极的电势，代表心内电势中的第k个三角形的心内膜电势，k∈M。
其中，当E(ε,η,ζ)和全部都为位于边界上的电势时，联立方程组可以计算得到因此，取E(ε,η,ζ)为位于心腔内的任何一点处的电势(即电极位置处的电势)，为位于边界上的电势，最终可以得到离散后的代数方程为：
A*E1＝E2 (4)
其中，公式(4)可以看做离散后的心内电势的静电学的数值关系方程，该方程由N个标测电极E2采集到的血流电势联立而得到方程组，E1∈RM为心内膜上的电势也即心内膜电势数据，M代表心内膜三维模型的三角网格模型的三角形数量，E2∈RN为N个电极上的电势也即电极探头采集到的电极电势数据，N代表电极探头上标测电极数量，A∈RN*M为转换矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势。
405、基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
需要说明的是，步骤405所示内容与图3所示步骤303的内容相似，为避免重复此处不作赘述，具体可参阅图3所示步骤303的内容。
示例性的，采集电极上电势。将电极导管插入心腔内、与血流接触。采集一个心跳周期内的多个电极上的电势，将采集得到的信号进行滤波、降噪等处理。同时，使用三维定位传感器记录各个电极相对于三角形网格S的空间位置。记录得到的电极电势即为E1，该电极电势也即血流电势。对多通道电极导管采集的电势信号进行滤波等处理，建立由电极电势到心内膜电势的逆矩阵，进而通过所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，其中，上述公式(4)为病态矩阵，进而求解病态方程，由于病态矩阵的解不唯一且对输入误差非常敏感，为了增强系统数值稳定性，本发明提出使用Tikhonov Regularization方法，即求解公式(5)：
(AT*A+λ*I)*E1＝AT*E2 (5)
式(5)中λ为正则化系数(Regularization系数)，根据经验获得。I∈RM*M为单位矩阵。方程(5)可以使用多种方法求解，如Gauss-Siedel迭代，GMRES和CG等方法求解：
E1＝(AT*A+λ*I)-1*AT*E2 (6)
其中，公式(6)可以看做心内膜电势逆运算的求解方程，根据方程(6)可以进行心内膜电势的逆运算求解，当采集E2后，即可计算E1。即通过电极导管上测得的心腔内血流电势，计算心内膜电势。式中，E1∈RM为心内膜电势数据，M代表心内膜三维模型的三角网格模型的三角形数量，E2∈RN为电极探头采集到的电极电势数据，N代表电极探头上采集不同空间位置的血流电势的标测电极数量，A∈RN*M为转换矩阵，T代表转置，λ*I为单位矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势。可以理解的是，电极电势数据包括不同空间位置的电极电势，每个电极电势表示不同空间位置的血流电势，心内膜电势数据包括心内膜各个位置的心内膜电势。
406、根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
需要说明的是，步骤406所示内容与图3所示步骤304的内容相似，为避免重复此处不作赘述，具体可参阅图3所示步骤304的内容。
示例性的，所述电荷密度算法如下：
式(7)为电荷密度算法，式中，分别为心内膜的边界上任意一点的空间位置，为处的心内膜电荷密度，为与法向量之间夹角，S为三角网格模型，为心内膜的边界上空间位置处的心内膜电势。
本发明提供一种基于边界元的三维标测方法，通过上述心腔内的多个标测电极采集到的电极电势数据可以反映心腔内各个位置的血流电势，进而通过静电学关系，基于边界元方法得到转换矩阵，以通过转换矩阵利用电极电势数据来得到心内膜电势数据，实现电势转换，实现不接触心内膜就可以得到心内膜电势数据，不需要和心内膜接触降低了标测操作的复杂性，提高三维电生理标测的速度，进而实现在一个心跳周期内完成心内膜三维标测，且通过心内膜电势数据可以计算出当前一个心跳周期内的心内膜电荷密度，并实时显示当前时刻的心内膜电荷密度以及心内膜模型有利于为非周期性心律不齐的判断提供数据支持。
请参阅图5，图5为本发明实施例中一种基于边界元的三维标测系统的结构框图，如图5所示装置应用于基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述装置包括：
心腔数据获取模块501：用于获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势；
电势关系建立模块502：用于利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；
心内膜电势求解模块503：用于基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
电荷密度确定模块504：用于根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
需要说明的是，图5所示装置中各个模块的作用与图3所示方法中各个步骤的内容相似，为避免重复，此处不作赘述，具体可参阅前述图3所示方法中各个步骤的内容。
本发明提供一种基于边界元的三维标测装置，所述装置应用于基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述装置包括：心腔数据获取模块：用于获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势；电势关系建立模块：用于利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；心内膜电势求解模块：用于基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；电荷密度确定模块：用于根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。采用上述心腔内的多个标测电极采集到的电极电势数据可以反映心腔内各个位置的血流电势，进而通过静电学关系以及转换矩阵可以利用电极电势数据来得到心内膜电势数据，实现不接触心内膜就可以得到心内膜电势数据，而不需要和心内膜接触降低了标测操作的复杂性，可快速进行三维电生理标测，实现在一个心跳周期内完成心内膜三维标测，继而通过心内膜电势数据可以计算出当前一个心跳周期内的心内膜电荷密度，并实时显示当前时刻的心内膜电荷密度以及心内膜模型有利于为非周期性心律不齐的判断提供数据支持。
图6示出了一个实施例中计算机设备的内部结构图。该计算机设备具体可以是终端，也可以是服务器。如图6所示，该计算机设备包括通过系统总线连接的处理器、存储器和网络接口。其中，存储器包括非易失性存储介质和内存储器。该计算机设备的非易失性存储介质存储有操作系统，还可存储有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器实现上述方法。该内存储器中也可储存有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器执行上述方法。本领域技术人员可以理解，图6中示出的结构，仅仅是与本申请方案相关的部分结构的框图，并不构成对本申请方案所应用于其上的计算机设备的限定，具体的计算机设备可以包括比图中所示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者具有不同的部件布置。
在一个实施例中，提出了一种计算机设备，包括存储器和处理器，所述存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如图3或图4所示方法的步骤。
在一个实施例中，提出了一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，使得所述处理器执行如图3或图4所示方法的步骤。
本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，本申请所提供的各实施例中所使用的对存储器、存储、数据库或其它介质的任何引用，均可包括非易失性和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器(ROM)、可编程ROM(PROM)、电可编程ROM(EPROM)、电可擦除可编程ROM(EEPROM)或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器(RAM)或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，RAM以多种形式可得，诸如静态RAM(SRAM)、动态RAM(DRAM)、同步DRAM(SDRAM)、双数据率SDRAM(DDRSDRAM)、增强型SDRAM(ESDRAM)、同步链路(Synchlink)DRAM(SLDRAM)、存储器总线(Rambus)直接RAM(RDRAM)、直接存储器总线动态RAM(DRDRAM)、以及存储器总线动态RAM(RDRAM)等。
以上实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
以上所述实施例仅表达了本申请的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本申请专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本申请构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本申请的保护范围。因此，本申请专利的保护范围应以所附权利要求为准。

Claims (10)

1.一种基于边界元的三维标测方法，其特征在于，所述方法应用于基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述方法包括：
获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势；
利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；
基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
2.根据权利要求1所述方法，其特征在于，所述利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程，包括：
遍历所述几何向量数据中的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0，则将所述第k+1法向量的方向翻转，并令k＝k+1，返回执行所述当第k+1法向量与第k个法向量的向量积小于0的步骤，直至遍历完所有的三角形的法向量，得到正方向为心内膜外的方向的目标法向量，所述k的初始值为1；
基于心内膜的边界以及所述多通道电极导管的位置数据进行边界元离散，确定边界元离散后的心内膜电势与电极电势之间的转换矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势；
利用所述转换矩阵，确定边界元离散后的心内膜电势到电极电势的数值关系方程。
3.根据权利要求1或2所述方法，其特征在于，所述边界元离散后的心内膜电势到电极电势的数值关系方程如下：
A*E1＝E2；
式中，E1∈RM为心内膜电势数据，M代表心内膜三维模型的三角网格模型的三角形数量，E2∈RN为多个标测电极采集到的电极电势数据，N代表标测电极数量，A∈RN*M为转换矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势。
4.根据权利要求1或2所述方法，其特征在于，所述预设的心内电势的静电学关系如下：
其中，λ为目标常数系数，D1 (k)、以及D2 (k)为与边界的结构几何有关的变量，E(ε,η,ζ)代表心内膜及电极的电势，代表心内电势中的第k个三角形的心内膜电势，k∈M。
5.根据权利要求1所述方法，其特征在于，所述心内膜电势逆运算的求解方程如下：
E1＝(AT*A+λ*I)-1*AT*E2；
式中，E1∈RM为心内膜电势数据，M代表心内膜三维模型的三角网格模型的三角形数量，E2∈RN为多个标测电极采集到的电极电势数据，N代表标测电极数量，A∈RN*M为转换矩阵，T代表转置，λ为正则化系数，I∈RM*M为单位矩阵，所述转换矩阵用于将心内膜电势转换至所述多通道的电极电势。
6.根据权利要求1所述方法，其特征在于，所述电荷密度算法如下：
式中，分别为心内膜的边界上任意一点的空间位置，为处的心内膜电荷密度，为与法向量之间夹角，S为三角网格模型，为心内膜的边界上空间位置处的心内膜电势。
7.一种基于边界元的三维标测系统，其特征在于，所述三维标测系统包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统、心电采集系统、显示系统以及工作站，所述心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统、心电采集系统以及显示系统分别与所述工作站之间具有通讯连接；
所述心脏三维成像系统以心腔内超声的方式进行心内膜的建模，得到心内膜三维模型，并将所述心内膜三维模型上传至所述工作站，所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角形网格模型中各个三角形的几何向量数据；
所述介入三维标测导管包括多通道电极导管、多通道采集系统以及操控手柄，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述标测电极设置在所述多通道电极导管的头端，所述操控手柄设置在远离所述头端的多通道电极导管的远端；所述多通道采集系统包括多个数据采集通道，每个数据采集通道与所述标测电极一一对应，数据采集通道用于并行采集各个标测电极的电极电势；
所述多个标测电极构成电极探头，所述电极探头用于以便于介入的第一形状介入心腔内，所述操控手柄用于在介入至所述心腔内之后，控制所述电极探头由所述第一形状变换为便于标测的第二形状，所述电极探头还用于基于所述第二形状利用所述多个标测电极非接触式的标测心腔内的电极电势数据，并将所述电极电势数据上传至所述工作站，所述电极电势数据用于反映所述心腔内的各处的血流电势；所述第一形状为闭合形状，第二形状为非闭合形状；
所述三维空间定位系统用于采集所述多通道电极导管的位置数据，并将所述位置数据上传至所述工作站，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置；
所述心电采集系统用于采集体表的心电数据，并将所述心电数据上传至所述工作站，所述心电数据用于反映各个心跳周期；
所述工作站用于接收所述模型参数、电极电势数据、位置数据以及心电数据，并基于所述心电数据统计当前心跳周期内的模型参数、电极电势数据及位置数据，并执行如权利要求1至6中任一项所述方法的步骤；
所述显示系统用于在预设的显示终端上实时显示所述心内膜三维模型以及所述心内膜三维模型上的心内膜电荷密度。
8.一种基于边界元的三维标测装置，其特征在于，所述装置应用于基于边界元的三维标测系统，所述三维标测系统至少包括心脏三维成像系统、介入三维标测导管、三维空间定位系统以及显示系统，所述介入三维标测导管包括多通道电极导管和多通道采集系统，所述多通道电极导管上设置有多个呈一定排列方式的标测电极，所述装置包括：
心腔数据获取模块：用于获取多通道采集系统采集到的当前时刻多个所述标测电极的电极电势数据、所述三维空间定位系统采集到的所述多通道电极导管的位置数据以及利用所述心脏三维成像系统建模并获取心内膜三维模型；所述心内膜三维模型至少包括心内膜三维模型的三角网格模型中各个三角形的几何向量数据，所述位置数据用于反映所述多通道电极导管在所述心腔内的空间位置，所述电极电势数据用于反映各个标测电极对应的心腔内各个位置处的血流电势；
电势关系建立模块：用于利用所述几何向量数据中的法向量、位置数据以及预设的心内电势的静电学关系进行心内膜的边界元离散处理，确定边界元离散后的心内膜电势和电极电势的静电学的数值关系方程；
心内膜电势求解模块：用于基于所述数值关系方程、位置数据以及所述电极电势数据进行心内膜电势逆运算求解处理，确定所述心内膜上三维分布的心内膜电势数据；
电荷密度确定模块：用于根据所述心内膜电势数据以及预设的电荷密度算法，确定当前时刻心内膜上的心内膜电荷密度，将所述心内膜电荷密度输出至所述显示系统，以在所述心内膜三维模型上实时显示所述心内膜电荷密度。
9.一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，其特征在于，所述计算机程序被处理器执行时，使得所述处理器执行如权利要求1至6中任一项所述方法的步骤。
10.一种计算机设备，包括存储器和处理器，其特征在于，所述存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如权利要求1至6中任一项所述方法的步骤。
CN202310472347.5A 2023-04-26 2023-04-26 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质 Pending CN118892331A (zh)

Priority Applications (2)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202310472347.5A CN118892331A (zh) 2023-04-26 2023-04-26 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质
PCT/CN2023/119905 WO2024221713A1 (zh) 2023-04-26 2023-09-20 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质

Applications Claiming Priority (1)

Application Number Priority Date Filing Date Title
CN202310472347.5A CN118892331A (zh) 2023-04-26 2023-04-26 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质

Publications (1)

Publication Number Publication Date
CN118892331A true CN118892331A (zh) 2024-11-05

Family

ID=93255468

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN202310472347.5A Pending CN118892331A (zh) 2023-04-26 2023-04-26 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质

Country Status (2)

Country Link
CN (1) CN118892331A (zh)
WO (1) WO2024221713A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN120168085A (zh) * 2025-05-19 2025-06-20 绍兴梅奥心磁医疗科技有限公司 一种心腔三维点云建模方法及系统

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7505810B2 (en) * 2006-06-13 2009-03-17 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including preprocessing
CA2654759A1 (en) * 2006-06-13 2007-12-21 Rhythmia Medical, Inc. Non-contact cardiac mapping, including moving catheter and multi-beat integration
US8417313B2 (en) * 2006-08-03 2013-04-09 Christoph Scharf Method and device for determining and presenting surface charge and dipole densities on cardiac walls
CN106691438B (zh) * 2016-12-07 2022-05-31 首都医科大学附属北京安贞医院 用于复杂心律失常的整体心脏三维标测系统
CN108324263B (zh) * 2018-01-11 2020-05-08 浙江大学 一种基于低秩稀疏约束的无创心脏电生理反演方法
US20190216347A1 (en) * 2018-01-16 2019-07-18 Boston Scientific Scimed Inc. Systems and methods for activation mapping of the heart without the use of a reference catheter
CN115251934B (zh) * 2022-06-24 2025-01-14 深圳心寰科技有限公司 非接触式心脏电生理三维标测方法、系统、介质及设备

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN120168085A (zh) * 2025-05-19 2025-06-20 绍兴梅奥心磁医疗科技有限公司 一种心腔三维点云建模方法及系统

Also Published As

Publication number Publication date
WO2024221713A1 (zh) 2024-10-31

Similar Documents

Publication Publication Date Title
JP5281570B2 (ja) カテーテルの移動と複数心拍の統合を含む非接触式心臓マッピング
US8838216B2 (en) Method of and apparatus for generating a model of a cardiac surface having a plurality of images representing electrogram voltages
US9610023B2 (en) System and methods for computing activation maps
CN110555388A (zh) 基于cnn和lstm的心内异常激动点定位模型构建方法
US10342620B2 (en) Efficient treatment of atrial fibrillation using three-dimensional electrical potential model
JP6556624B2 (ja) 不整脈用の生理学的マッピング
JP5703288B2 (ja) 多電極マッピングシステム
JP7592384B2 (ja) 瘢痕効果を有する心臓電気生理学的（ｅｐ）興奮の反復コヒーレントマッピング
CN113870339B (zh) 图像处理方法、装置、计算机设备、存储介质及标测系统
JP7581594B2 (ja) リエントリー効果を有する心臓電気生理学的（ｅｐ）興奮の反復コヒーレントマッピング
US9883813B2 (en) Focal point identification and mapping
CN105142500A (zh) 合成奇点绘图
CN108324263A (zh) 一种基于低秩稀疏约束的无创心脏电生理反演方法
CN111712188B (zh) 用于重构电生理活动的多维基本解方法
CN110393522B (zh) 一种基于图总变分约束的无创心脏电生理反演方法
WO2024221713A1 (zh) 基于边界元的三维标测方法、系统及装置、设备及介质
CN111973268B (zh) 体积lat标测图
CN110227209B (zh) 用于心律失常建模的心脏起搏模拟
CN119028528B (zh) 用于心脏消融方案评估的仿真系统
CN115500841A (zh) 一种融合时域与频域特征深度学习的室性早搏定位方法
US20240350070A1 (en) Intracardiac unipolar far field cancelation using multiple electrode catheters and methods for creating an ecg depth and radial lens
JP2022027588A (ja) 複数の画像化モダリティを使用する有機組織内の瘢痕領域の自動識別
EP3821812A1 (en) Historical ultrasound data for display of live location data
JP2022091148A (ja) 解剖学的構造のコヒーレントマッピングのための信号フローの速度ストリームの信号処理
EP4483801A1 (en) Intracardiac unipolar far field cancelation using multiple electrode catheters and methods for creating an ecg depth and radial lens

Legal Events

Date Code Title Description
PB01 Publication
PB01 Publication
SE01 Entry into force of request for substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination