CN101106938A - 模型化装置、程序和计算机可读记录介质以及对应方法 - Google Patents

Abstract

实现一种即使是具有复杂形状的物体，也可将从某一物体得到的特性信息容易地投射在形状不同的其它的物体上的模型化装置。本发明的模型化装置(1)具有：虚拟通电部(12)，求出对心脏施加既定的电压时的、心脏内的任意的位置的电位；投射部(13)，对基于从输入部(10)输入的形状信息而形成的心脏模型，投射纤维方向。在此处，投射部(13)基于由虚拟通电部(12)求出的电位来确定作为投射部位的位置。这样通过在位置的确定中使用电位，从而能够容易地对形状复杂且形状各种各样的心脏投射纤维方向。

Description

模型化装置、程序和计算机可读记录介质以及对应方法

技术领域

本发明涉及模型化装置、程序和计算机可读的记录介质，更详细而言，涉及虚拟形成物体模型的模型化装置、用于该模型化装置的程序以及记录该程序的计算机可读记录介质。此外，本发明涉及使某一物体和其它的物体相对应的对应方法。

背景技术

心脏以一定的状态进行收缩以及松弛，即搏动。所谓脉律不齐是指该搏动的周期紊乱的疾病，是时常引起心停止的严重的疾病。为了治疗或者诊断该脉律不齐而对于心脏的搏动机理进行了各种各样的详细研究。

心脏的收缩以如下方式引起。首先，从位于右心房的称为洞房结节的部分以一定的周期发生电刺激。该电刺激传递到右心房以及左心房的各心肌细胞，心肌细胞内的肌原纤维收缩。若该肌原纤维的收缩产生在整个右心房以及左心房，则会引起左右两心房的收缩。此外，电刺激的一部分在右心房的下部还到达位于心室中隔部附近的房室结节。到达了房室结节的刺激顺着希氏束、左右束支、浦肯野纤维而到达左心室以及右心室，引起左右两心室的收缩。如上所述，心脏的搏动通过在心脏中传递的电刺激而引起。

心肌细胞是直径大约为5～20μm、长度大约为100μm的圆柱状的细胞，且以在一定的方向整列的状态成束形成。该心肌细胞的长度方向又是细胞内的肌原纤维的方向，因而一般称为纤维方向。肌肉的收缩由肌原纤维的滑动运动引起，纤维方向与心脏的收缩运动具有密切的关系。因而，在以力学方式解析心脏的收缩的方面，纤维方向是重要的要素。此外，纤维方向又是在细胞内电流易于流动的方向，且还对心脏的电刺激的传递方向起到干预。因而，即使在解析心脏的电刺激的传递路径的方面，纤维方向也是重要的要素。

据经验而知，适宜的纤维配置对于心脏的有效收缩进而血液的输送很重要。该纤维方向因部位不同而多种多样，作为整个心脏形成复杂的取向。以往，虽然纤维方向通过解剖学的、组织学的方法来计测，但是从伦理方面的观点考虑，使用比较接近人的狗或者猪等的心脏，而不是人的心脏。

例如，在文献1，2中，计测猪的心脏的纤维方向以及层片(シ一ト)方向，导入椭圆坐标系等3个坐标系和埃尔米特有限要素，整理计测的纤维方向的数据。另外，所谓层片方向是指：与心肌细胞排列的平面(层片)有关系的方向，在数学上指相对于该平面垂直的方向。

此外，在文献3，4中公开了使用了扩散张量磁共振法(diffusion tensorMRI)的纤维方向的计测方法以及计算方法，实际针对狗的心脏的纤维方向求出空间分布并与组织学上的数据对比，而进行验证。

根据这些计测结果，心脏内的纤维配置的趋向大体得以明确。而且，有效发挥利用动物得到的知识，在计算机内虚拟生成人的心脏模型，通过模拟等而进行有益于医疗和药品开发的尝试。

但是，依然未实现如下模型化装置，该模型化装置将与从动物得到的心肌细胞的纤维方向有关的信息导入人的心脏并能够适当地模型化。其原因如下所述。

首先，还没有找到适于确定心脏内的各位置的坐标系。例如，在将利用动物得到的纤维方向应用于人的心脏模型的情况，需要使动物的心脏的任意的位置与人的心脏的任意的位置以一对一的方式相对应。但是，心脏的形状不仅在物种间即便在个体之间也是不同的，而且，由于心脏形成非常复杂的形状，所以使用通常的XYZ轴正交坐标系等，在两个不同的心脏间对位置的对应关系进行设定是极其困难的。基于这样的背景，因而要求有一种模型化装置，即使是如具有复杂形状的心脏那样的物体，也可将从某一物体得到的纤维方向等特性信息容易地投射在形状不同的其它的物体上。

此外，还没有找到适当设定局部坐标系的方法，该局部坐标系用来定义心脏内的任意的位置的纤维方向等。例如对纤维方向进行说明，纤维方向与心脏的外形形状具有密切的关系。例如，心脏的外膜表面上的某一点处的纤维方向包含在与该点相连接的平面内。但是，若例如用通常的球坐标来表现纤维方向的信息，则该球坐标系是与心脏的外形形状没有任何关连性的坐标系，因此，不能够将纤维方向与心脏的外形形状相关连地表现。由此，在例如将利用动物得到的纤维方向的数据直接应用在人的心脏上的情况，存在例如纤维方向从心脏的外膜部分突出等的、在纤维方向上产生矛盾的可能性。或者是，即使在以从动物的心脏得到的知识为基础，设立涉及纤维取向的假设并将该假设应用于人的心脏模型的情况下，也不能以自然的形状来应用。由于这样的原因，需要设定在心脏的各位置处的局部坐标系；但是，由于心脏为非常复杂的形状，所以基于心脏的形状逐一进行几何学的计算并设定局部坐标系便需要庞大的计算量，这并不现实。基于这样的背景，而寻求一种模型化装置，可将与心脏的外形形状有关连性的纤维方向等的方向特性信息，从某一物体容易地投射在其它的物体上。

(文献1)

Stevens C，Hunter PJ.Sarcomere length changes in a 3D mathematical modelof the pig ventricles.Prog Biophys Mol Biol.2003 May-Jul；82(1-3)：229-241.

(文献2)

Stevens C，Remme E，LeGrice I，Hunter P.Ventricular mechanics in diastole：material parameter sensitivity.J Biomech.2003 May；36(5)：737-748.

(文献3)

Scollan DF，Holmes A，Winslow R，Forder J.Histological validation ofmyocardial microstructure obtained from diffusion tensor magnetic resonanceimaging.Am J Physiol.1998 Dec；275(6 Pt 2)：H2308-H2318.

(文献4)

Scollan DF，Holmes A，Zhang J，Winslow RL.Reconstruction of cardiacventricular geometry and fiber orientation using magnetic resonance imaging.Ann Biomed Eng.2000 Aug；28(8)：934-944.

发明内容

本发明正是鉴于上述问题而提出来的，其主要的目的在于，实现一种即使是具有复杂形状的物体，也可将从某一物体得到的特性信息容易地投射在形状不同的其它的物体上的模型化装置。

此外，本发明的其它目的在于，实现一种可将与物体的形状有关连性的方向特性信息，从某一物体容易地投射在其它的物体上的模型化装置。

为了解决上述课题，本发明所述的模型化装置，其特征在于，具有：第1输入部，输入物体的形状信息；第2输入部，输入包含上述物体内的位置和特性的关系的特性信息；虚拟通电机构，基于输入到上述第1输入部中的形状信息，通过运算来求出对上述物体施加既定的电压时的、物体内的任意的位置处的电位；投射机构，对基于从上述第1输入部输入的形状信息而得的物体模型，投射包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的特性，上述投射机构基于通过上述虚拟通电机构求出的电位，确定成为上述特性的投射部位的、上述物体模型上的位置。

在从第2输入部输入的特性信息中，包含有物体内的位置和特性的关系。由于投射机构把该特性信息投射在从第1输入部输入的物体模型上，所以可对物体模型投射对应于位置的特性。另外，此处所指的“位置”，可以是点或者区域的任意一方。

在此处，物体内的任意的位置的确定是基于由虚拟通电机构求出的电位来进行的。由于虚拟通电机构以虚拟方式施加既定的电压，所以物体内的任意的位置的电位是在0V以上、既定的电压以下。因而，可以在0V以上、既定的电压以下确定物体内的任意的位置。由此，对形状不同的各种各样的物体，能够以通用的标准(0V以上、既定的电压以下)来确定位置。由此，例如，若把以基于电位的坐标作为变量的函数作为特性信息而输入到第2输入部，则不论目标物体的形状，都可以容易地投射特性。换言之，本发明的模型化装置可对形状不同的各种物体投射特性。此外，由于在位置确定时无需进行几何学的计算，所以，即使是复杂形状的物体，也可容易地投射特性。

此外，为了解决上述课题，本发明所述的另一模型化装置，具有：第1输入部，输入第1物体的形状信息；第2输入部，输入第2物体内的位置和该位置处的特性相对应的特性信息；第3输入部，输入上述第2物体的形状信息；虚拟通电机构，基于输入到上述第1以及第3输入部中的形状信息，通过运算来求出对上述第1以及第2物体施加既定的电压时的、各物体内的任意的位置处的电位；投射机构，基于通过上述虚拟通电机构求出的电位，将与包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的第2物体内的位置相当的、基于从上述第1输入部输入的形状信息而得的第1物体模型内的位置确定，而且在该位置投射上述特性。

根据上述构成，虚拟通电机构对于第1物体施加电压并求出物体内的任意的位置处的电位。此外，对于第2物体也同样，虚拟通电机构求出物体内的任意的位置处的电位。而且，投射机构使第2物体的位置基于此处的电位与第1物体模型内的位置对应。例如，投射机构使第2物体内的位置和具有与此处电位相同的电位的第1物体模型内的位置对应等。投射机构把从第2输入部输入的、第2物体内的位置的特性信息投射在第1物体模型的对应的位置。由此，可以把第2物体的某一位置处的特性信息投射在第1物体内的对应的位置。

在此处，利用投射机构而实现的第1-第2物体之间的位置的对应，要根据虚拟通电机构所求出的电位。由于虚拟通电机构施加既定的电压，所以各物体内的任意的位置的电位在0V以上、既定的电压以下。因而，可以在0V以上、既定的电压以下来确定各物体内的任意的位置。由此，即使第1以及第2物体是具有复杂的形状的物体且是不同形状，也可利用通用的标准(0V以上、既定的电压以下)容易地进行对应。因而，本发明所述的模型化装置，即使是具有复杂形状的物体，也可把从某一物体得到的特性信息投射在形状不同的其它的物体上。此外，由于在对应位置时无需进行几何学的计算，所以，即使是复杂形状的物体，也可容易地投射特性。

但是，上述模型化装置的各机构既可以由硬件来实现，也可通过使程序在计算机中执行来实现。具体而言，本发明所述的程序是作为上述任一模型化装置的各机构使计算机动作用的程序，此外，本发明所述的记录介质是记录该程序的记录介质。

在通过计算机来执行这些程序时，该计算机作为上述模型化装置的各机构而动作。因而，可实现一种即使是具有复杂形状的物体，也可把从某一物体得到的特性信息容易地投射在形状不同的其它的物体上的模型化装置。

此外，为了解决上述课题，本发明所述的对应方法是使第1物体内的位置和第2物体内的位置对应的对应方法，其特征在于，包括：分别求出对上述第1以及第2物体施加既定的电压时的电位分布的工序；基于求出的电位分布而进行第1物体内的位置和第2物体内的位置的对应的工序。

根据上述构成，各物体内的点或者区域的对应是基于电位分布来进行的。由于该电位分布是在施加了既定的电压时的分布，所以各物体内的任意的位置在0V以上、既定的电压以下。因而，可以在0V以上、既定的电压以下来确定物体内的任意的位置。由此，即使第1以及第2物体的形状不同，也能够以通用的标准(0V以上、既定的电压以下)来对应点或者区域。

本发明进一步的其它的目的、特征以及优点，可通过如下示出的描述而获得充分理解。此外，通过参照附图的下述说明可明确本发明的有益效果。

附图说明

图1表示本发明的实施方式，是表示模型化装置的要部结构的功能框图。

图2是表示在图1中示出的模型化装置的处理工序的流程图。

图3是表示在图2中示出的处理工序中电位以及电流方向的计算处理工序的流程图。

图4是表示在各位置计算出来的经线方向矢量的图。

图5是表示在各位置计算出来的厚度方向矢量的图。

图6是表示在各位置计算出来的纬线方向矢量的图。

图7是表示对纤维方向进行定义的局部坐标系的图。

图8中(a)～(e)是通过本发明的一实施方式所述的模型化装置，在人心脏模型中再现纤维配置的图。

图9表示本发明的其它实施方式，是表示模型化装置的要部结构的功能框图。

图10是表示图9中示出的模型化装置的处理工序的流程图。

图11是表示心尖部-心基部电位分布的图。

图12是表示内膜-外膜电位分布的图。

具体实施方式

(实施方式1)

基于图1到图8对本发明的一实施方式进行说明，内容如下。在本实施方式中，作为一例对如下情况进行说明，即：作为物体采用人的心脏、作为特性采用与心肌细胞的纤维方向有关的特性。即，在本实施方式中，对将与心肌细胞的纤维方向有关的假设适当地投射在人的心脏模型(更详细而言，是左右两心室模型)上、可再现基于假设的纤维方向的模型化装置进行说明。

图1是本实施方式所述的模型化装置1的功能框图。模型化装置1具有：输入部(第1输入部、第2输入部)10、再构成部11、虚拟通电部(通电机构、虚拟通电机构)12、投射部(投射机构)13、几何部(几何机构)14、显示部15以及储存部16。

将人的心脏的形状信息、和表示人的心脏内的位置与纤维方向的关系的函数输入到输入部10。作为输入部10并不特别限定，例如可以使用从外部存储装置读取数据的各种数据输入接口、或者用户通过按键操作来输入信息的键盘等。另外，在模型化装置1中具有多个输入部，上述形状信息和上述函数也可从各自的输入部输入。

作为一例，列举出以由X射线CT(X射线计算机断层摄影法)或者MRI(磁共振映像法)等取得的连续断层摄影图像等作为人的心脏的形状信息。通过使用这种方法，不必侵入即可获取心脏的形状信息。此外，在预先取得构成心脏模型的多边形的坐标数据的情况，可以使用其以替代连续断层摄影图像。后面对上述函数的具体例进行说明。

再构成部11，是通过将由上述输入部输入的、人的心脏的形状信息变换为构成心脏模型的多边形的坐标数据，而再构成心脏的模型用的部件。另外，在作为人的心脏的形状数据使用多边形的坐标的情况，可以省略再构成部11。

虚拟通电部12，用于相对于基于从上述输入部20输入的形状信息而成的人的心脏，以虚拟方式施加既定的电压，通过计算来求出电位以及/或者电流方向，具体而言，相对于由上述再构成部11三维地再构成的心脏模型，以虚拟方式施加电压，从而计算出心脏模型的各位置的电位以及电流方向。在本实施方式中，虚拟通电部12虚拟地施加电压，并通过后述的方法计算出电位以及电流方向，但是，也可以不用虚拟通电部12，而配备实际上相对于心脏等目标物施加电压、基于实际的测定值来求出电位以及电流的方向的通电部(通电机构)。

投射部13，用于相对于基于从输入部输入的形状信息而成的人的心脏模型，将包含在从输入部输入的函数中的纤维方向投射在特性信息中包含的位置，具体而言，在由再构成部11再构成的人的心脏模型上投射纤维方向。作为投射时的位置确定方法，投射部13使用由上述虚拟通电部位12求出的电位。

几何部14，对于通过投射部13投射有纤维方向的人的心脏模型进行几何处理。所谓几何处理是指：将对心脏模型进行定义的坐标系，从模型化坐标系变换为以视点为原点的视点坐标系的处理。在几何处理中，包括计算远近法等的各种效果而进行投射变换的处理、以及变换为与显示的图像相配合的屏幕坐标系的处理等。

显示部15，用来显示由几何部14进行几何处理后而得的心脏模型的图像，可使用CRT(cathode-ray tube)或者液晶显示器等。

存储部16，用于存储由再构成部11再构成的心脏模型的坐标数据、或者是由虚拟通电部求出的在心脏模型的各位置处的电位以及电流方向的数据。具体而言，存储部16存储后述的多边形的坐标数据50、心尖部-心基部电位分布51、内膜-外膜电位分布52、经线方向数据53、纬线方向数据54以及已修改厚度数据55等。另外，存储部16由RAM(RandomAccess Memory)等各种存储器构成。

此外，上述再构成部11、虚拟通电部12、投射部13以及几何部14，既可以仅由专用IC等硬件构成，也可以如CPU、存储器以及程序的组合那样，由硬件和软件的组合来构成。

对于本实施方式所述的模型化装置1的动作进行说明。图2是表示模型化装置1的处理工序的流程图。

首先，从模型化装置1的输入部10输入人的心脏的形状信息(步骤S100)。另外，在本实施方式中，作为一例，对以输入利用MRI取得的连续断层摄影图像作为形状信息的情况进行说明。在该情况，可以将沿着在心脏的上下方向(心基部-心尖部方向)上延伸的轴对心脏进行连续摄影而得的图像作为连续断层摄影图像来使用。

输入的连续断层摄影图像被输出到再构成部11。再构成部11基于连续断层摄影图像进行心脏的再构成，生成心脏(更为详细而言为左右两心室)模型(步骤S101)。具体而言，如果连续断层摄影图像被输入，那么再构成部11便通过图像处理来抽出在各断层摄影图像上的心脏的内膜和外膜的边界(轮廓)。接下来，对于断层摄影图像和接下来的断层摄影图像之间的部分进行轮廓的插补。由此，根据连续断层摄影图像将心脏模型作为三维模型生成。然后，再构成部11将所得到的心脏模型的多边形的坐标数据50存储在存储部16中。以下，将对多边形的坐标进行定义的坐标系称为模型化坐标系。另外，在由步骤S100输入的形状信息为多边形的坐标数据的情况，可以省略步骤S101。

存储在存储部16中的多边形的坐标数据50，由虚拟通电部12来读取。虚拟通电部12对从存储部16读取坐标数据而形成的心脏模型，虚拟地进行通电，计算出在心脏模型的各位置处的电位以及电流流动的方向(以下称为“电流方向”)(步骤S102)。

对于步骤S102的详细情况，在图3中示出。首先，虚拟通电部12在心脏模型的心尖部和心基部之间以虚拟方式施加1V的电压。在此处，在心尖部适用负极，在心基部适用正极。因而，心尖部的电位为0V，从此起向着心基部电位变大，在心基部电位是1V。虚拟通电部12计算出在心尖部-心基部之间施加电压时的、心脏模型内的各位置的电位(以下，称为“心尖部-心基部电位”)(步骤S1021)。另外，作为计算出心脏模型内的任意的位置的电位的方法可以采用公知的方法，例如采用有限要素法来解答泊松方程式的方法等。此外，例如可以通过利用MSC.Nastran(注册商标、MSC软件株式会社制)等市场上出售的软件来计算。而且，虚拟通电部12将计算出的心尖部-心基部电位分布51存储在存储部16中。具体而言，心尖部-心基部电位分布51成为以模型化坐标系表现的坐标和心尖部-心基部电位的对应信息。作为参考，在图11中表示了使计算出的心尖部-心基部电位分布51视觉化的情况。如图所示，从心尖部向着心基部形成电位的梯度。心尖部-心基部电位，作为用于对心脏模型内的任意位置进行确定的坐标(电位坐标)之一来使用。另外，虽然在本实施方式中，作为一例虚拟通电部12施加有1V的电压，但是，只要施加的电压是一定的电压，几V都可以。

接下来，虚拟通电部12对于心脏的各位置，计算出在心尖部-心基部之间施加电压时电流流动的方向(以下称为“经线方向”)(步骤S1022)。由于电流在电位梯度最急的方向流动，所以通过使用在步骤S1021中求出的电位分布，可以求出经线方向。被计算出的经线方向作为经线方向数据53，由虚拟通电部12存储在存储部16中。具体而言，由模型化坐标系记述的经线方向的矢量的成分被存储在存储部16中。图4是表示在各位置计算出的经线方向的矢量的图。该经线方向作为心脏模型内的各位置的局部坐标系的第1坐标轴。

接下来，与步骤S1021同样，虚拟通电部12以虚拟的方式在心脏模型的内膜和外膜之间施加1V的电压。在本实施方式中，由于作为心脏模型使用左右两心室模型，所以对于左心室以及右心室分别进行作业。在此处，在内膜适用负极，在外膜适用正极。因而，在内膜电位是0，由此起向着外膜电位变大，在外膜电位是1V。而且，虚拟通电部12计算出在内膜-外膜之间施加了电压时的、在心脏模型内的各位置处的电位(以下称为“内膜-外膜电位”)(S1023)。举例来说，在图12中表示了使计算出的内膜-外膜电位分布52视觉化的情况。如图所示，从内膜向着外膜形成电位的梯度。计算出的各位置的内膜-外膜电位分布52，通过虚拟通电部12存储在存储部16中。具体而言，内膜-外膜电位分布52成为由多边形坐标系表现的坐标和内膜-外膜电位的对应信息。另外，内膜-外膜电位作为用于对心脏模型内的任意位置进行确定的坐标之一来使用。

接下来，与步骤S1022同样，虚拟通电部12针对左心室以及右心室分别计算出在内膜-外膜之间施加电压时电流流动的方向(以下称为“厚度方向”)(步骤S1024)。图5是表示对于左心室计算出的厚度方向矢量的图。

虚拟通电部12取图4中示出的经线方向的矢量和图5中示出的厚度方向的矢量的矢积，关于心脏的各位置计算出相对于经线方向以及厚度方向的任一个均正交的矢量(以下称为“纬线方向的矢量”)(步骤S1025)。计算出的纬线方向作为纬线方向数据54由虚拟通电部12存储在存储部16中。具体而言，纬线方向数据54以模型化坐标系来定义纬线方向的矢量的成分。图6是表示计算出的纬线方向的矢量的图。另外，该纬线方向作为心脏模型内的各位置的局部坐标系的第2坐标轴。

通过上述内容，可以得到经线方向、厚度方向、纬线方向3种方向，但是，存在经线方向与厚度方向不完全正交的情况。因而，需要进行修改以使厚度方向与经线方向完全正交。即，虚拟通电部12还取经线方向的矢量和纬线方向的矢量的矢积，关于心脏的各位置计算出相对于经线方向以及纬线方向的任意一个均正交的矢量(以下称为“已修改厚度方向的矢量”)(步骤S1026)。尽管该已修改厚度方向是与在步骤S1024中求出的厚度方向大体相等的方向，却相对于经线方向以及纬线方向的任意一个均完全正交。计算出的已修改厚度方向作为已修改厚度方向数据55，由虚拟通电部12存储在存储部16中。具体而言，已修改厚度方向数据55以模型化坐标系来定义已修改厚度方向的矢量的成分。该已修改厚度方向成为心脏模型内的各位置的局部坐标系的第3坐标轴。利用虚拟通电部12的电位以及电流方向的计算如上所述。

心脏模型的各位置的纤维方向，作为由经线方向、纬线方向以及已修改厚度方向组成的局部坐标系的角度成分来定义。使用该局部坐标系来定义纤维方向，由此，模型化装置1形成以使纤维方向与心脏的外形形状关连的方式被定义的结构。因而，在把纤维方向投射在心脏模型上时，可与目标的心脏模型的外形形状相适合地投射。

此外，为了能够确定心脏模型内的任意位置，除了心尖部-心基部电位以及内膜-外膜电位以外，还将旋转角度作为第3坐标来设定。在此处，所谓旋转角度是指，以贯穿心尖部和心基部的轴为中心的旋转方向处的角度。该旋转角度将心脏的特征性位置作为基点来定义。该特征性位置是不依靠于个体或种类便能够识别的位置，可以是能够明确识别的位置。在本实施方式中，作为一例，以左心室的心尖部-心基部方向的长轴为中心，以右心室的最为突出的方向为0°，以从心基部侧观察的逆时针方向为正的角度。由此，本实施方式的模型化装置可通过心尖部-心基部电位(0～1)、内膜-外膜电位(0～1)以及旋转角度(0～2π)这3个坐标来确定物体上的任意位置。以下将这些坐标称为电位坐标，将该坐标系称为电位坐标系。根据这样的构成，相对于各种各样的形状或是大小的心脏，均能够使用作为通用的坐标的电位坐标来确定位置。

接下来，模型化装置1求出与纤维方向有关的作为假设的函数的输入。该函数作为特性信息从输入部10输入(图2的步骤S103)。另外，函数的输入没有必要在利用虚拟通电部的电位以及电流方向的计算后，例如可以在输入人心脏的形状信息时，同时输入。

对于输入的函数的一例进行说明。如图7所示，可知以下内容，在通过上述局部坐标系的角成分θ，φ来确定纤维方向的情况，人的心脏的纤维方向在内膜处θ＝-90°，纤维方向的角度随着向外膜变化侧而变大，在外膜处θ＝+60°且φ始终为0。该假设能够以如下的函数来表示，即：以已修改厚度方向的坐标为r(0≤r≤1)，θ＝-π/2+5πr/6，φ＝0(其中，-π≤θ，θ≤π)。

输入的函数被输出到投射部13。投射部13对心脏模型投射由上述函数表示的纤维方向(步骤S104)。具体而言，投射部13进行以下的作业。首先，关于某一电位坐标计算出θ以及φ。然后，在步骤S1021·S1023中基于存储在存储部16中的电位分布51·52，求出与该电位坐标对应的模型化坐标。该模型化坐标成为心脏模型上的投射部位。此外，使用在步骤S1022·S1025·S1026中存储在存储部16中的各方向数据53·54·55，把作为角成分θ以及φ计算出的局部坐标系的纤维方向的成分变换为模型化坐标系的成分。通过这些处理，某一电位坐标的纤维方向投射在心脏模型上。以必要次数反复进行该作业，从而可在心脏模型上再现纤维配置。再现纤维配置的心脏模型的信息被输出到几何部14。

几何部14相对于再现纤维配置的心脏模型进行几何处理(步骤S105)。具体而言，几何部14把表现心脏模型的坐标系从上述的模型化坐标系变换为基于视点的视点坐标系。模型化坐标系是三维空间坐标系，通过将其变换成作为二维的平面坐标系的视点坐标系，从而能够在平面上表现心脏模型。如上述那样，变换成视点坐标系的心脏模型的坐标数据被输出到显示部15。输入了坐标数据的显示部15，将再现有纤维配置的心脏模型显示在图像上(步骤S106)。

另外，虽然在本实施方式中投射了心肌细胞的纤维方向，但是也可通过同样的方法来投射层片方向。

(实施例1)

作为第1实施例所述的模型化装置的一实施例，在图8(a)～(e)中表示应用了上述假设的心脏模型。图8(a)～(e)表示了心尖部-心基部电位分别是0V、0.25V、0.5V、0.75V、1V的位置的纤维方向。如图所示，再现了从内膜向着外膜，纤维方向从-90°到+60°连续变化的状况。此外，可知各纤维方向成为适合于心脏的形状的方向。

(实施方式2)

基于图9以及图10来说明本发明的其它实施方式，内容如下。在本实施方式中，对于作为一例、把动作的心脏的纤维方向投射在人的心脏模上型的模型化装置进行说明。另外，对于具有与上述的实施方式1的部件同等的功能的部件采用同一附图标记，省略其说明。

图9是本实施方式所述的模型化装置2的功能框图。模型化装置2不用实施方式1中的模型化装置1的输入部10，而具有输入部20(第1输入部、第2输入部、第3输入部)，不用存储部16而具有存储部26，还具有变换部(变换机构)27。

人的心脏(第1物体)的形状信息、动物的心脏(第2物体)的形状信息和动物的心脏的纤维方向的信息(特性信息)被输入到输入部20。另外，作为动作的心脏的形状信息，可以使用与人的心脏的形状信息同样的信息。此外，在动作的心脏纤维方向的信息中(以下称为“纤维方向数据”)，包含有确定动物心脏上的位置的位置数据与表示该位置的纤维方向的矢量的成分的组合。另外，该位置数据以及矢量的成分同时由模型化坐标系来定义。

存储部26，是对于人以及动物的每一方，用于存储由再构成部11再构成的心脏模型的坐标数据、以及由虚拟通电部12求出的心脏模型的各位置处的电位以及电流方向的数据的部件。具体而言，存储部26存储有：人的心脏的多边形的坐标数据50、心尖部-心基部电位分布51、内膜-外膜电位分布52、经线方向52、纬线方向53、纬线方向数据54以及修改厚度方向55，以及动物的心脏的多边形坐标数据60、心尖部-心基部电位分布61、内膜-外膜电位分布62、经线方向数据63、纬线方向数据64以及已修改厚度数据65等。另外，储存部26由RAM(Random AccessMemory)等各种存储器构成。

变换部27把与包含在从输入部20中输入的特性信息中的方向有关的特性(纤维方向)变换为基于第2物体(动物的心脏)的局部坐标系的方向数据，具体而言，是把从输入部20输入的、由模型化坐标系定义的纤维方向的信息变换为利用局部坐标系的定义。后面对变换方法的详细内容进行叙述。另外，变换部27可以仅由专用IC等硬件来构成，还可以如CPU、存储器以及程序的组合那样，通过硬件和软件的组合来构成。

对于本实施方式所述的模型化装置2的动作进行说明。图10是表示模型化装置2的处理工序的流程图。另外，对于进行与上述实施方式1的工序同样的处理的工序采用同一附图标记，省略其详细说明。

首先，将人以及动物的心脏的形状信息输入到模型化装置2的输入部20。模型化装置2使用输入的人的心脏的形状信息来进行上述步骤S101·S102的处理(步骤S200)。由此，人的心脏模型的多边形的坐标数据50、电位分布51·52、局部坐标系的各方向数据53·54·55被存储在存储部16中。

接下来，对于动物的心脏同样也进行步骤S101·102的处理(步骤S201)。由此，将动物的心脏模型的多边形的坐标数据60、电位分布61·62、局部坐标系的各方向数据63·64·65存储在存储部16中。

接下来，模型化装置2求出从动物的心脏得到的纤维方向数据的输入。纤维方向数据作为特性信息而输入到输入部10(步骤S202)。

输入的纤维方向数据输入到变换部27。变换部27把由该模型化坐标系定义的纤维方向的数据变换为利用局部坐标系的定义(步骤S203)。以下对于该变换进行具体说明。纤维方向的信息包括确定动物的心脏模型上的位置的位置数据和该位置处的纤维方向数据。这些位置数据以及方向数据同时由模型化坐标系来定义。首先，变换部27参照存储在存储部16中的局部坐标系的各方向数据63·64·65来求出在由位置数据确定的位置处的局部坐标系。然后，使用矢量的成分，把由模型化坐标系定义的纤维方向数据变换成利用局部坐标系的定义。作为利用局部坐标系的纤维方向的数据，例如举出有实施方式1中所示的θ以及φ。通过该处理，由模型化坐标系定义的纤维方向变换成局部坐标系的θ以及φ。变换到局部坐标系中的纤维方向数据被输入到投射部13。

投射部13把变换到局部坐标系中的、动物的纤维方向数据投射在人的心脏模型上(步骤S204)。在此处，动物的心脏模型的位置和人的心脏模型的位置的对应是通过电位坐标来进行的。即，投射部13把动物的心脏模型内的某一位置的纤维方向数据投射在具有与该位置同样的电位坐标的人的心脏模型内的位置。此外，使用人的局部坐标系的各方向数据53·54·55，把变换到局部坐标系中的纤维方向数据变换为由模型化坐标系定义的纤维方向数据，投射在人的心脏模型上。

由投射部13再现纤维配置的心脏模型的信息输出到几何部14，几何部14进行几何处理(步骤S105)，接下来，显示部15在图像上显示再现有纤维配置的心脏模型(步骤S106)。

根据本实施方式的模型化装置，即使是心脏的形状不同的情况，也可通过使用电位坐标，使两个心脏模型上的各位置容易地对应。此外，暂且把输入的纤维方向数据变换到局部坐标系中并且作为局部坐标系的数据投射在人的心脏模型上，从而可以相对于各种形状的心脏模型适当地投射纤维方向。

另外，各实施方式的模型化装置的各部或各处理步骤可通过以下方式实现，即CPU等运算机构执行存储在ROM(Read Only Memory)或者RAM等存储机构中的程序，控制键盘等输入机构、显示器等输出机构或者接口电路等通信机构。因而，具有这些机构的计算机，只要读取记录了上述程序的记录介质并执行该程序，即可实现本实施方式的模型化装置的各种功能以及各种处理。此外，将上述程序记录在可移动的记录介质上，从而可在任意的计算机上实行上述各种功能以及各种处理。

作为该记录介质来说，为了在微型计算机中进行处理，未图示的存储器如ROM那样的记录介质可以是程序存储介质，此外，虽为图示，但是作为外部存储装置来说，可以是通过设置程序读取装置且在此处插入记录介质而可读取的程序存储介质。

此外，不论是何种情况，均优选存储的程序由微处理机存取并被执行的构成。进一步优选为如下的方式，读取程序，且将读取后的程序下载到微型计算机的程序存储区域并执行该程序的方式。另外，用于该下载的程序被预先存储在主体装置中。

此外，作为上述程序存储介质，可以是能够与主体分离地构成的记录介质，是固定载持程序记录介质等，其包含：磁带或者盒式带等的带类、软盘或者硬盘等磁盘、CD/MO/MD/DVD等磁盘的磁盘类、IC卡(包含存储器卡)等卡类、或者是基于掩模ROM、EPROM(ErasableProgrammable Read Only Memory)、EEPROM(Electrically ErasableProgrammable Read Only Memory)、闪存ROM等半导体存储器。

此外，若是可连接包含因特网的通信网络的系统结构，则为了从通信网络下载程序，而优选流动性载持程序的记录介质。

进而，在如此这样从通信网络下载程序的情况，优选该用于下载的程序预先存储在主体装置中，或者是从其它的记录介质体安装。

如上所述，也可以说，本发明的模型化装置具有：第1输入部，输入物体的形状信息；第2输入部，输入包括物体内的位置和特性的关系的特性信息；通电机构，求出相对于上述物体施加既定电压时的、物体内的任意的位置的电位；投射机构，相对于基于从上述第1输入部输入的形状信息而得的物体模型，把包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的特性，投射在上述特性信息中所包含的位置，上述投射机构基于由上述通电机构求出的电位来确定成为投射部位的位置。

在从第2输入部输入的特性信息中，包含物体内的位置和特性的关系。由于投射机构把该特性信息投射在从第1输入部输入的物体模型上，所以可相对于物体模型投射与位置对应的特性。另外，在此处所谓“位置”可以是点或者区域中的任一方。

在此处，物体内的任意的位置的确定是基于由通电机构求出的电位来进行的。由于通电机构施加既定的电压，所以物体内的任意的位置的电位在0V以上、既定的电压以下。因而，可以通过0V以上、既定的电压以下来确定物体内的任意的位置。由此，相对于形状不同的各种物体，能够以通用的标准(0V以上、既定的电压以下)来确定位置。因而，例如，若把以基于电位的坐标取为变量的函数作为特性信息而输入到第2输入部，则不论目标的物体的形状如何，可以容易地投射特性。换言之，本发明的模型化装置可相对于形状不同的各种物体投射特性。此外，由于在位置的确定时无需进行几何学的计算，所以，即使是复杂形状的物体，也可容易地投射特性。

此外，本发明所述的模型化装置优选为，包含在上述特性信息中的特性是与方向有关的特性，上述通电机构是进一步求出相对于上述物体施加既定电压时的、物体内的任意的位置的电流方向的机构，上述投射机构基于由上述通电机构求出的电流方向来投射上述与方向有关的特性。

电流流动的方向取决于物体的外形形状。因而，电流方向可以作为局部坐标系使用。由于投射机构利用基于电流方向的局部坐标系来投射与方向有关的特性，所以能够与目标物体的外形形状相适合地投射与方向有关的特性。因而，本发明所述的模型化装置能够把与物体的外形形状具有关连性的与方向有关的特性容易地投射在形状不同的各种物体上。

此外，本发明所述的模型化装置优选为，上述通电机构是相对于基于从上述第1输入部输入的形状信息而得的物体模型，以虚拟方式施加电压，通过运算来求出上述电位以及/或者电流方向的虚拟通电机构。

根据上述构成，即便对于如人的心脏等那样实际上不能施加电压的物体，也能够求出物体的任意的位置的电位以及/或者电流方向。

此外，也可以说，本发明所述的其它模型化装置，具有：第1输入部，输入第1物体的形状信息；第2输入部，输入包含第2物体内的位置和特性的关系的特性信息；通电机构，求出相对于上述第1以及第2物体施加既定电压时的、各物体内的任意的位置的电位；投射机构，基于通过上述通电机构求出的电位，来确定与包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的第2物体内的位置相当的、基于从上述第1输入部输入的形状信息而得的第1物体模型内的位置，而且将上述特性投射到该位置。

根据上述构成，通电机构对第1物体施加电压且求出物体内的任意的位置的电位。此外，对于第2物体也同样，通电机构求出物体内的任意的位置的电位。投射机构使第2物体的位置基于此处的电位而与第1物体模型内的位置相对应。例如，投射机构使第2物体内的位置和具有与此处的电位相同的电位的第1物体模型内的位置相对应等。而且，投射机构把从第2输入部输入的、第2物体内的位置的特性信息投射在第1物体模型的对应位置上。由此，能够把第2物体的某一位置的特性信息投射在第1物体内的对应位置上。

在此处，利用投射机构而实现的第1-第2物体之间的位置的对应，是基于通电机构求出的电位。因为通电机构施加既定的电压，所以各物体内的任意的位置的电位在0V以上、既定的电压以下。因而，可以在0V以上、既定的电压以下来确定各物体内的任意的位置。由此，即使第1以及第2物体是具有复杂的形状的物体且不同形状，也能够利用通用的标准(0V以上、既定的电压以下)容易地进行对应。因而，本发明所述的模型化装置，即使是具有复杂形状的物体，也可将从某一物体得到的特性信息投射在形状不同的其它的物体上。此外，由于在对应位置时无需进行几何学的计算，所以，即使是复杂形状的物体，也可容易地投射特性。

此外，本发明所述的模型化装置优选为，包含在上述特性信息中的特性是与方向有关的特性，上述通电机构是基于在相对于上述第1以及第2物体施加既定电压时的、各物体内的任意的位置处的电流方向而进一步求出各物体的局部坐标系的机构，还具有变换机构，该变换机构将在从上述第2输入部输入的特性信息中所包含的与方向有关的特性变换为上述第2物体的局部坐标系处的方向数据，上述投射机构基于上述第1物体的局部坐标系来投射由上述变换机构变换的方向数据。

电流流动的方向取决于物体的外形形状。因而，电流方向可以作为局部坐标系使用。变换机构把输入的变换为基于该局部坐标系的表现。由于投射机构投射与方向有关的特性、投射成为基于局部坐标系的表现的方向数据，所以，能够与目标物体的外形形状相适合地投射与方向有关的特性。因而，在把与方向相关的特性投射在第1物体上时，即使第1物体的外形形状不同于第2物体，也可与第1物体的外形形状相适应地投射。因而，本发明所述的模型化装置能够把与物体的外形形状有关连性的与方向有关的特性，从某一物体容易地投射在其它的物体上。

此外，本发明所述的模型化装置优选为，还具有输入上述第2物体的形状信息的第3输入部，上述通电机构是如下虚拟通电机构，其相对于基于从上述第1以及第3输入部输入的各形状信息而得的各物体模型，以虚拟方式施加电压，通过计算来求出上述电位以及/或者电流方向。

根据上述构成，即便对于如人的心脏等那样实际上不能施加电压的物体，也能够求出物体的任意的位置处的电位以及/或者电流方向。

此外，本发明所述的模型化装置中，上述物体是心脏，包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的特性是与心肌细胞的纤维方向或者层片方向有关的特性。

根据上述构成，能够把与从某一心脏得到的心肌细胞的纤维方向或者层片方向有关的信息投射在目标的心脏模型上。由此，能够以从其它的心脏得到的纤维方向或者层片方向的知识为基础，实现一种能够把纤维方向或者层片方向的信息投射在目标心脏模型上的模型化装置，对治疗和诊断做出贡献。

此外，本发明所述的模型化装置优选为，上述通电机构分别求出在心尖部-心基部之间以及内膜-外膜之间分别施加既定的电压时的、心脏内的任意的位置处的电位，上述投射机构，基于在心尖部-心基部之间施加既定的电压时的电位、在内膜-外膜之间施加电压时的电位和以在心尖部-心基部方向上延伸的轴为中心的旋转方向的角度，将上述与方向有关的特性作为上述特性信息来投射。

根据上述构成，通过心尖部-心基部方向的电位，确定与心脏的高度方向大体相当的方向上的位置。此外，通过内膜-外膜方向的电位，确定与心脏的厚度方向大体相当的方向上的位置。通过以在心尖部-心基部方向上延伸的轴为中心的旋转方向的角度，确定旋转方向上的位置。由这样的3种坐标表现的坐标系与圆柱坐标系或球坐标系相类似，可定义三维空间内的任意的一点。此外，该坐标系上的各坐标适于与心脏形状有关的特征(即，仅上下方向和旋转方向的角度可易于识别的中空的球样复杂的形状)，适合作为确定心脏内的任意的位置的坐标系。因而，能够不依靠在物种间进而个体之间看到的形状的不同，进行广泛的位置确定。

此外，本发明所述的模型化装置优选为，上述局部坐标系是正交坐标系，上述局部坐标系的第1坐标轴是沿在心尖部-心基部之间施加电压时的电流方向伸出的轴，上述局部坐标系的第2坐标轴是相对于沿在内膜-外膜之间施加电压时的电流方向伸出的轴以及上述第1坐标轴中的任意一轴正交的轴，上述局部坐标系的第3坐标轴是相对于上述第1坐标轴以及第2坐标轴中的任意一轴均正交的轴。

在心尖部-心基部之间施加电压时的电流方向(即第1坐标轴的伸出方向)成为沿着心脏壁的方向。此外，由于在内膜-外膜之间施加电压时的电流方向是与心脏壁大体垂直的方向，第2轴与该电流方向垂直，所以第2轴成为大体沿着心脏壁的方向。此外，由于第3轴是与第1以及第2轴中的任意一轴均正交的轴，所以成为与心脏的壁大体垂直的轴。如此这样，由于局部坐标系的各坐标与心脏的外形形状相关连，所以可与目标的心脏形状相适合而不矛盾地投射与心脏的外形形状具有关连性的纤维方向或者层片方向的信息。

此外，本发明的模型化装置优选为，还包括：几何机构，相对于借助上述投射机构投射特性的物体，进行几何处理；显示部，显示借助上述几何机构进行几何处理而得的物体。

根据上述构成，可以在显示部上目视确认投射了特性信息的目标物体。

但是，上述模型化装置的各机构可以由硬件来实现，也可通过使程序在计算机中执行来实现。具体而言，本发明所述的程序是用来使计算机作为上述任一模型化装置的各机构而进行动作的程序，此外，本发明所述的记录介质是记录了该程序的记录介质。

在由计算机执行这些程序时，该计算机作为上述模型化装置的各机构而动作。因而，可以实现一种即使是具有复杂形状的物体，也可将从某一物体得到的特性信息容易地投射在形状不同的其它的物体上的模型化装置。

此外，也可以说，本发明所述的对应方法是使第1物体内的位置和第2物体内的位置对应的对应方法，包括：分别求出对上述第1以及第2物体施加既定的电压时的电位分布的工序；基于求出的电位分布而进行第1物体内的位置和第2物体内的位置的对应的工序。

根据上述构成，各物体内的点或者区域的对应是基于电位分布来进行的。该电位分布是施加了既定的电压时的分布，各物体内的任意的位置在0V以上、既定的电压以下。因而，可以在0V以上、既定的电压以下来确定物体内的任意的位置。由此，即使第1以及第2物体的形状不同，也能够以通用的标准(0V以上、既定的电压以下)使点或者区域对应。

本发明并不限定于上述的各实施方式，能够在权利要求中示出的范围内进行各种变更，对于适当组合分别在不同实施方式中公开的技术手段而得到的实施方式，也包含在本发明的技术范围内。

本发明的模型化装置，即使是具有复杂形状的物体，也可将从某一物体得到的特性信息容易地投射在形状不同的其它的物体上。因而，例如以从动物的心脏得到的知识为基础，能够把纤维方向投射在人的心脏而生成人的心脏模型。这样的心脏模型可在医疗现场对患者说明时加以利用。此外，若将该模型化装置应用于模拟装置，则可实现模拟心脏的搏动的模拟装置。

Claims (11)

1.一种模型化装置，其特征在于，具有：

第1输入部，输入物体的形状信息；

第2输入部，输入示出了上述物体内的位置和特性的对应的特性信息；

虚拟通电机构，基于从上述第1输入部输入的形状信息，通过运算来求出对上述物体施加既定的电压时的、物体内的任意的位置处的电位；

投射机构，对基于从上述第1输入部输入的形状信息而得的物体模型，投射包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的特性，

上述投射机构基于通过上述虚拟通电机构求出的电位，来确定作为上述特性的投射部位的、上述物体模型内的位置。

2.根据权利要求1所述的模型化装置，其特征在于，

包含在上述特性信息中的特性是与方向有关的特性，

上述虚拟通电机构通过运算，进而求出对上述物体施加电压时的、物体内的任意的位置处的电流方向，而且基于求出的电流方向来设定上述物体的局部坐标系，

上述投射机构基于通过上述虚拟通电机构设定的局部坐标系来投射上述与方向有关的特性。

3.一种模型化装置，其特征在于，具有：

第1输入部，输入第1物体的形状信息；

第2输入部，输入包含第2物体内的位置和该位置处的特性的特性信息；

第3输入部，输入上述第2物体的形状信息；

虚拟通电机构，基于从上述第1以及第3输入部输入的形状信息，通过运算来求出对上述第1以及第2物体施加既定的电压时的、各物体内的任意的位置处的电位；

投射机构，基于通过上述虚拟通电机构求出的电位，确定与包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的第2物体内的位置相当的、基于从上述第1输入部输入的形状信息的、第1物体模型内的位置，而且在该位置投射上述特性。

4.根据权利要求3所述的模型化装置，其特征在于，

包含在上述特性信息中的特性是与方向有关的特性，

上述虚拟通电机构通过运算进一步求出对上述第1以及第2物体施加电压时的、各物体内的任意的位置处的电流方向，而且基于求出的电流方向来设定各物体的局部坐标系，

还具有变换机构，该变换机构把包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的与方向有关的特性，变换为基于上述第2物体的局部坐标系而得的方向数据，

上述投射机构基于上述第1物体的局部坐标系来投射由上述变换机构变换的方向数据。

5.根据权利要求1至4中任意一项所述的模型化装置，其特征在于，

上述物体是心脏，

包含在从上述第2输入部输入的特性信息中的特性，是与心肌细胞的纤维方向以及/或者层片方向有关的特性。

6.根据权利要求5所述的模型化装置，其特征在于，

上述虚拟通电机构，分别求出在心尖部-心基部之间以及内膜-外膜之间分别施加既定的电压时的、心脏内的任意的位置处的电位，

上述投射机构，基于在心尖部-心基部之间施加既定的电压时的电位、在内膜-外膜之间施加电压时的电位和以在心尖部-心基部方向上延伸的轴为中心的旋转方向的角度，来确定成为上述特性的投射部位的、上述物体模型内的位置。

7.根据权利要求6所述的模型化装置，其特征在于，

上述局部坐标系是正交坐标系，

上述局部坐标系的第1坐标轴是沿在心尖部-心基部之间施加电压时的电流方向延伸的轴，

上述局部坐标轴的第2坐标轴，是相对于沿在内膜-外膜之间施加电压时的电流方向延伸的轴以及上述第1坐标轴的任意一个轴均正交的轴，

上述局部坐标轴的第3坐标轴，是相对于上述第1坐标轴以及第2坐标轴的任意一个均正交的轴。

8.根据权利要求1至7中任意一项所述的模型化装置，其特征在于，还包括：

几何机构，对由上述投射机构投射有特性的物体模型，进行几何处理；

显示部，显示由上述几何机构进行了几何处理的物体模型。

9.一种程序，是使权利要求1至8中任意一项所述的模型化装置动作用的程序，是使计算机作为上述各机构发挥功能用的程序。

10.一种记录介质，是记录权利要求9中所述的程序的、计算机可读的记录介质。

11.一种对应方法，是使第1物体内的位置和第2物体内的位置对应的对应方法，其特征在于，包括：

分别求出对上述第1以及第2物体施加既定的电压时的电位分布的工序；

基于求出的电位分布，进行第1物体内的位置和第2物体内的位置的对应的工序。

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