CN103654765A - 电势标测 - Google Patents

Abstract

本发明提供一种用于形成电势标测图的方法，所述方法包括测量身体器官的表面上的点的位置；以及测量所述点的子集的电势。所述方法还包括将相应的电阻分配到连接所述点的线段以限定电阻网格；以及通过响应于所测量的电势将调和函数应用到电阻网格以产生表面的电势标测图。

Description

电势标测

技术领域

本发明一般涉及图形显示，并且具体地涉及在标测图中显示电生理数据。

背景技术

在对诸如心脏等器官执行医疗手术期间，对器官的电活动进行标测可为重要的。提高标测精确度的系统将是有利的。

发明内容

本发明实施例提供了用于形成电势标测图的方法，所述方法包括：

测量身体器官的表面上的点的位置；

测量所述点的子集的电势；

将相应的电阻分配到连接所述点的线段，以限定电阻网格；以及

通过响应于所测量的电势将调和函数应用到电阻网格来产生表面的电势标测图。

通常，身体器官由人类受检者的心脏组成，并且电势标测图包括与心脏的局部活化作用时间相关联的相应电势的标测图。

在本发明所公开的实施例中，测量所述位置包括将探针插入身体器官中并跟踪探针的与表面接触的远端。该远端可包括位于其中的跟踪线圈，并且跟踪远端可包括从跟踪线圈接收信号并进行分析。作为另外一种选择或除此之外，远端具有附接至其的电极，并且测量电势的操作包括利用电极测量电势。跟踪远端可包括测量电极与附接到具有身体器官的人类受检者的皮肤的电极之间的阻抗。

在本发明的另一个所公开的实施例中，方法包括将线段形成为三角形网格。

在本发明的另一个所公开的实施例中，分配相应的电阻包括将相应的电阻分配成与相应的长度直接成比例。

在可供选择的实施例中，应用调和函数可包括将基尔霍夫电路定律应用到电阻网格。通常，基尔霍夫电路定律由基尔霍夫电流定律组成。产生电势标测图可包括利用基尔霍夫电路定律来确定表面上的不在子集内的点的电势。

根据本发明实施例，还提供了用于形成电势标测图的设备，所述设备包括：

探针，所述探针被配置成：

测量身体器官的表面上的点的位置，以及

测量所述点的子集的电势；以及

处理器，所述处理器被配置成：

将相应的电阻分配到连接所述点的线段以限定电阻网格，以及

通过响应于所测量的电势将调和函数应用到电阻网格来产生表面的电势标测图。

通过以下对本发明实施例的详细说明并结合附图，将更全面地理解本发明。

附图说明

图1为根据本发明实施例的电生理标测系统的示意图；

图2为根据本发明实施例由心脏内的位置和电势的测量值所得到的初始中间标测图的一部分的示意图；

图3为根据本发明实施例的网格子区段的放大示意图；

图4为根据本发明实施例的电阻网格一部分的示意图；并且

图5为根据本发明实施例的用于产生电生理标测图的过程中所执行步骤的流程图。

具体实施方式

综述

本发明实施例形成身体器官(通常为人类受检者的心脏)的表面的电势标测图。为形成所述标测图，通常通过使用导管探针的远端接触所述点处的表面来在过程中确定器官的表面上的点的坐标。此外，通常在所述过程期间，远端中的电极测量所述点的子集的电势。

处理器将所述点形成为网格，该网格通常为由连接所述点的线段所形成的三角形网格。处理器可将网格再次划分成更小的组件。例如，如果网格是三角形网格，则三角形可被划分成更小的三角形，其中相应地更小的线段形成更小的三角形。处理器为每一条线段分配相应的电阻以形成电阻网格，所述电阻通常与所述线段的长度直接成正比。电阻网格与处理器所形成的网格或子划分网格一一对应。

处理器将调和函数应用到电阻网格。通常，应用调和函数包括将基尔霍夫电路定律中的至少一者应用到电阻网格，通常应用电流定律。所述应用使处理器能够估计与点相对应的电阻器顶点的电势，所述点的坐标已被测量出，但其并不是包括具有所测得电势的点的子集的一部分。处理器利用所估计的电势连同所测量的电势来产生器官的表面的电势标测图。处理器通常在电势之间进行内插来形成最终标测图。

本发明人认为，与现有技术的标测系统所形成的电势标测图相比，如本文所述，通过应用调和函数、诸如通过应用基尔霍夫电路定律而形成电势标测图能给出更精确的标测图。

对系统的描述

现在参见图1，其为根据本发明实施例的电生理标测系统20的示意图。在本文的说明中，假设由系统20所标测的参数的例子包括从心内心电图(ECG)电势-时间关系所导出的与局部活化作用时间(LAT)相关联的电势。LAT及其相关联电势的测量和用途在电生理学领域中是众所周知的，并且与LAT相关联的电势在本文中分配有符号VLAT。然而，系统20可被配置成标测基本上任何人类或动物器官的电势参数或这些参数的组合，并且所述系统并不仅限于标测VLAT。

为了简洁和清楚起见，除非另外指明，否则以下说明均假设其中系统20使用探针24感测来自身体器官34(本文假设包括心脏)的电信号的研究过程。假设探针的远端32具有附接至该远端的电极22以用于感测信号。本领域的普通技术人员将能够修改对于可具有一个或多个电极的多个探针、或者对于具有多个电极的单个探针的描述，以及对于由除心脏之外的器官产生的信号的描述。

通常，探针24包括导管，所述导管在系统20的使用者28执行标测过程期间插入人类受检者26的体内。在本文的描述中，以举例的方式假设用户28为医疗专业人员。在该过程中，假设受试者26附接到接地电极23。此外，假设电极29在心脏34的区域内附接到受试者26的皮肤。

系统20可由系统处理器40控制，所述系统处理器包括与存储器44通信的处理单元42。处理器40通常安装在控制台46中，所述控制台包括操作控制38，所述操作控制通常包括专业人员28用来与处理器互动的定点装置39，例如鼠标或跟踪球。处理器40所执行的操作的结果在屏幕48上提供给专业人员，该屏幕显示了三维(3D)电生理标测图50。该标测图50在本文中也被称为结果标测图50，以将其与中间标测图或网格进行区分，下文将更详细地进行描述，处理器40可利用中间标测图或网格生成标测图50。结果标测图50示出心脏34的电生理参数的值(即本文所述例子中的VLAT)，所述值是相对于参照系58画出。在研究心脏的同时，屏幕通常显示与心脏相关且叠加在标测图上的其它辅助信息的项目52，例如专业人员28所使用的导管的位置。

专业人员28能够利用定点装置39来改变参照系的参数，以显示所选取向和/或所选放大率下的结果标测图。

屏幕48通常还向用户呈现图形用户界面，和/或电极22所感测到的ECG信号的视觉表示。

处理器40使用存储在存储器44中的软件，包括探针跟踪器模块30和ECG模块36来操作系统20。该软件可以电子形式通过网络下载到处理器40，例如，作为另外一种选择或除此之外，该软件可被提供和/或存储在非临时性有形介质(例如，磁存储器、光学存储器，或电子存储器)上。

联接ECG模块36，以便接收来自电极22和电极29的电信号。模块被配置成分析信号并且可将分析结果以标准ECG格式(通常为随时间运动的图形表示)呈现在屏幕48上。

探针跟踪模块30在探针位于受试者26体内时跟踪探针24的多个部分。跟踪模块通常在受试者26的心脏内跟踪探针24的远端32的位置和取向。在一些实施例中，模块30跟踪探针的其他部分。跟踪模块可使用本领域已知的用于跟踪探针的任何方法。例如，模块30可在受试者附近操作磁场发射器，从而使来自发射器的磁场与被跟踪的探针部分(例如远端32)中的跟踪线圈相互作用。线圈与磁场相互作用会生成信号，所述信号被传输到模块，而且模块会对所述信号进行分析，以确定线圈的位置和取向。(为简洁起见，图1中并未示出此类线圈和发射器。)Biosense Webster(Diamond Bar，CA)生产的

系统使用此类跟踪方法。作为另外一种选择或除此之外，跟踪器模块30可通过以下方式跟踪探针24：测量电极23、电极29与电极22之间的阻抗，以及可位于探针上的其它电极的阻抗。(在这种情况下，电极22和/或电极29可提供ECG以及跟踪信号。)Biosense Webster生产的系统使用磁场发射器以及用于跟踪的阻抗测量。

处理器40使用跟踪器模块30能够测量远端32的位置，并且在用于构造标测图50的参照系58中形成该位置的位置坐标。假设该位置坐标被存储在标测模块56中。此外，假设标测模块56存储辅助信息的项目52的位置坐标，该辅助信息与心脏34相关联并且与在心脏上执行的手术相关联。

处理器40中的其它模块测量与具体项目52相关联的辅助信息。为了清楚和简单起见，图1中未示出测量辅助信息的其它模块，例如力、温度、灌注速率和能量通量模块。

图2为根据本发明实施例由心脏34内的位置和电势的测量值所得到的初始中间标测图100的一部分98的示意图。通常，为制备中间标测图100，使用者28移动导管24的远端以接触心脏34内的心脏壁点102。点102在本文中也被称为位置点102。处理器40利用跟踪器模块30来估计位置点的位置坐标。由于位置坐标通常会由于心脏跳动而改变，因此处理器还使用ECG模块36来对位置坐标进行门控，即在心脏跳动的预定时间点在心脏壁上识别给定位置点102的位置。

除中间标测图的位置点102之外，使用者28还使用导管远侧末端来测量心脏侧壁上的其他点104(在本文中被称为位置点104)的位置坐标和电势(即本文所述例子中的VLAT)二者。位置坐标和电势二者均如上所述被门控。

一旦处理器40注册并存储位置点的位置坐标和电势点的位置坐标，其便构成粗网格106，该网格包括连接各点的线段108(在本文中也被称为边缘108)。处理器也可采用本领域中已知的用于形成网格的任何方便的方法。以举例方式，本文所述实施例中所用的方法假设生成Delaunay三角网格，该三角网格包括多个三角形110，所述多个三角形110具有与位置点102和电势点104相对应的顶点。三角网格的三角形可基于围绕点102和104而形成的Voronoi图。以下将描述生成Delaunay三角网格的方法。

必要时，在本文的说明中，通过对元件的识别编号附加字母来区分相似的元件。例如，三角形110A具有包括电势点104A和位置点102A，102B的顶点，并且三角形由边缘108A，108B和108C形成。

网格106包括网格子区段120。在图2中，该网格子区段的周边用较粗的线画出。下文将更详细地描述网格子区段120。

图3为根据本发明实施例的网格子区段120的放大示意图。子区段120是多边形，该多边形具有作为顶点的电势点104D、位置点102E、位置点102F、电势点104B、位置点102C和位置点102D。

通常，一旦处理器40基于电势点和位置点生成粗网格106，其便对该网格进行再划分，以产生中间网格122，该中间网格比粗网格106更精细。以下对再划分的说明以举例说明的方式假设对子区段120的三角形110B，110C，110D，110E和110F进行再划分，而三角形110G，110H，110I不被再划分。在所述再划分中，被再划分的三角形的每一边缘以举例方式被切成三条相等的线段，并且线段的对应端点由平行于三角形边缘的线段连接。如图所示，此种类型的再划分针对被再划分的给定三角形产生9个全等三角形124，每个全等三角形124均类似于给定的三角形。因此，三角形110B形成9个彼此全等的三角形124A，并且三角形110D形成9个彼此全等的三角形124B。(应当理解，除非三角形110B和110C是全等的，否则三角形124A和三角形124B不是全等的。)

上述再划分是处理器40可对粗网格106进行再划分的一个例子。并且应当理解，处理器可执行任何方便的再划分。例如，除将粗网格中的三角形的边缘切割成三条相等的线段之外，可将边缘切割成任何其他正整数(等于或大于二)条线段。在一些实施例中，原始的三角形在所述再划分中可能不被保留。

处理器40可将上文所举例说明的再划分或者其他类型的再划分应用到网格106中的某些或全部三角形110。再划分的应用会产生三角形124的集合。未被再划分的三角形110依然为未划分的三角形110。因此，再划分的应用会产生三角形的集合，所述三角形不包围其他三角形。此种三角形，即不包围其他三角形的三角形，拓扑等价于圆，并且在本文中被称为简单三角形126。任何给定的简单三角形均具有3个顶点128，所述顶点由3条直线段130连接。在图3中，简单三角形126包括三角形124、以及三角形110G，110H和110I。图3示出了示例性简单三角形126A作为特定三角形124B的插图编号。简单三角形具有由直线段130A，130B和130C连接的顶点128A，128B(对应于电势点104D)和128C。

因此，中间网格122包括简单三角形126的集合，所述简单三角形具有至少一个共用顶点128。通常，给定的简单三角形126与另一简单三角形126共用至少一条线段130。

如上所述且如图3所示，通过对子区段120进行再划分而产生的中间网格122的区段在下文中被称为中间网格的部分140。

图4为根据本发明实施例的电阻网格150的一部分152的示意图。如果处理器40未生成中间网格，则处理器将中间网格122或网格106转换成包括电阻器154的电阻网格150。电阻器154在本文中也利用具有数字后缀的字母R标识。在本文的说明中，假设任何给定的电阻器154均具有两个端点156。为清楚起见，以下说明假设处理器通过如上文中结合图3所述对粗网格106进行再划分而产生中间网格122，并且本领域的普通技术人员将能够以必要的变更修改以下情形中的说明：通过不同方法对粗网格进行再划分，或者不对粗网格进行再划分。

中间网格到电阻网格的转换采用了一一对应的关系，使得每个顶点128均对应于电阻器154的端点156，并且每个电阻器154对应于线段130。为清楚起见，在图4中示出电阻网格150的仅一部分152，该部分152对应于中间网格部分140的阴影区段158。

阴影区段158包括由24条线段连接的14个顶点，使得电阻网格的对应部分152包括在14个电阻器端点处连接的24个电阻器R1、R2、......R24。

公式(1A)给出电阻器的电阻R：

$R=\frac{\mathrm{\ρL}}{A}---\left(1A\right)$

其中r是电阻器的材料的电阻率，

L是电阻器的长度，并且

A是电阻器的横截面积。

公式(1A)可改写为：

R＝k·L    (1B)

其中k是参数。

在本发明实施例中，处理器40可利用公式(1A)根据电阻器的对应线段的长度将相应的电阻值分配给电阻网格150的给定电阻器。通常，假设所有线段均具有相同的恒定横截面积。通常，还假设所有线段均具有相同的电阻率。在一些实施例中，电阻率可根据身体器官中的线段的位置而不同。为简单起见，在假设采用公式(1)的以下说明中，假设分配给所有电阻器的电阻率均等于5.6Ωm，其对应于心肌的近似电阻率。

在本发明的可供选择的实施例中，处理器可利用公式(1B)根据电阻器的对应线段的长度将相应的电阻值分配给电阻网格150的给定电阻器。如果采用公式(1B)，则使用者28可分配k的值。

根据对线段长度的依赖性，电阻网格150中的某些电阻的值相等。例如，在部分152中，公式(2)是正确的：

R2＝R5＝R8＝R10＝R11；R1＝R4＝R7；

并且R3＝R6＝R9。    (2)

处理器40通过将如上所述的公式(1A)或公式(1B)以及诸如公式(2)等公式应用到中间网格122来构造整个电阻网格150。

在电阻网格150中，电阻器端点156的子集对应于电势点104。处理器为这些电阻器端点分配针对所述电势点所确定的LAT电势。因此，在部分152中，值VLAT(104D)、VLAT(104C)、和VLAT(104B)分别被分配给端点156A，156B和156C。

接着，处理器40利用电阻网格150的已知的所分配的电势对电阻网格150进行分析，以估计未知的电阻器端点156的电势。未知的电阻器端点对应于位置点102，并且对应于通过对粗网格106进行再划分而产生的顶点128。电阻器对中间网格122的顶点施加所估计的电势。换句话讲，处理器对电阻网格进行分析，以找出中间网格中除电势点104(其中电势是已知的)之外的点的电势。

为对电阻网格进行分析，处理器40将调和函数应用到网格。在本文中，通过假设将网格的顶点划分成两种类型来假设调和函数的应用对应于至少一个基尔霍夫电路定律的应用。所述两种类型为：内部顶点，其中无外部电流进入所述顶点；和边界顶点，所述边界顶点可具有外部电流。

对于任何内部顶点i，进入该顶点的电流的代数和是零，使得基尔霍夫电流定律可改写为：

$\underset{j\∈\mathrm{Neigh}\left(i\right)}{\mathrm{\Σ}}{I}_{\mathrm{ij}}=0---\left(3\right)$

其中Neigh(i)是与顶点i相邻的顶点的集合(即，由电阻器直接连接至顶点i的顶点)，并且其中j是相邻顶点的索引，Iij是顶点i与顶点j之间的电流。

公式(3)可改写为：

$\underset{j\∈\mathrm{Neigh}\left(i\right)}{\mathrm{\Σ}}\frac{v_i-v_j}{R_{\mathrm{ij}}}=0,$ 即

$\underset{j\∈\mathrm{Neigh}\left(i\right)}{\mathrm{\Σ}}\frac{1}{R_{\mathrm{ij}}}(v_i-v_j)=0---\left(4\right)$

其中vi是顶点j处的电势，

vj是顶点j处的电势，并且

Rij是顶点i与顶点j之间的电阻器的电阻。

公式(3)和公式(4)适用于内部顶点。对于边界顶点，其中vi是已知的，并且类似于公式(4)但是允许可能的外部电流进入边界顶点的公式为：

$\underset{j\∈\mathrm{Neigh}\left(i\right)}{\mathrm{\Σ}}\frac{1}{R_{\mathrm{ij}}}(v_i-v_j)=I_i---\left(5\right)$

其中针对公式(4)限定变量，并且其中Ii是进入顶点i的电流。

对于具有N个顶点的电阻网格，公式(4)和公式(5)相结合以限定N个线性公式形成的集合，该集合可被改写为如下矩阵形式：

K·v＝I    (6)

其中K是NxN矩阵(也被称为基尔霍夫矩阵)，

v是顶点1、2、......N处的电压的向量，并且

I是进入顶点中的电流的向量。

矩阵K的元素限定如下：

$k_{i,j}=\left\{\begin{array}{c}\underset{v_k\∈\mathrm{Neigh}\left(v_i\right)}{\mathrm{\Σ}}\frac{1}{R_{\mathrm{ik}}},i=j\\ -\frac{1}{R_{\mathrm{ij}}},i\≠j,v_j\∈\mathrm{Neigh}\left(v_i\right)\\ 0,i\≠j,v_j\∉\mathrm{Neigh}\left(v_i\right)\\ \end{array}\right.---\left(7\right)$

电压向量v包括边界顶点处的电势值，即电势点104的所测得的VLAT，该向量可被改写为向量vb。向量vb假设具有Nb个值，即Nb是所测电势点104的数目。

向量v还包括内部顶点处的电势值，即位置点102处的值VLAT，该向量可改写为向量vi。向量vi假设具有Ni个值。Ni是网格的内部顶点的数目，包括非电势点的顶点128(顶点128包括位置点102)。

因此，电压向量v可改写为：

$v\≡\left[\begin{array}{c}{v}_b\\ v_i\end{array}\right]---\left(8\right)$

电流向量I可相似地改写为：

$I\≡\left[\begin{array}{c}{I}_b\\ 0\end{array}\right]---\left(9\right)$

其中进入边界顶点的电流是向量Ib，该向量具有Nb个值。通过定义，进入内部顶点的电流为零，且向量0具有Ni个值，且全部等于0。

利用公式(8)和公式(9)，公式(6)可改写为：

$K\·\left[\begin{array}{c}{v}_b\\ v_i\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{I}_b\\ 0\end{array}\right]---\left(10\right)$

矩阵K可改写为子矩阵的矩阵：

$K\≡\left[\begin{array}{cc}A& B\\ C& D\end{array}\right]---\left(11\right)$

其中A是NbxNb正方形子矩阵，D是NixNi正方形子矩阵，B是NbxNi子矩阵，并且C是NixNb子矩阵。第一Nb个顶点(即矩阵的第一行和第一列)对应于边界顶点；第二Ni个顶点对应于内部顶点。

将公式(11)代入公式(10)，得到：

$\left[\begin{array}{cc}A& B\\ C& S\end{array}\right].\left[\begin{array}{c}{v}_b\\ v_i\end{array}\right]=\left[\begin{array}{c}{I}_b\\ 0\end{array}\right]---\left(12\right)$

展开公式(12)得到(特别是)：

Cvb+Dvi＝0，此重新排列成：

vi＝-D-1Cvb    (13)

检查公式(13)得知，公式右侧的所有量均为已知的，或者可从已知的量计算得出。具体地，vb是所测电势点104的向量，C是可由公式(1A)或公式(1B)计算得出的值的矩阵，并且D^-1是可由公式(1A)或公式(1B)计算得出的值的逆矩阵。因此，处理器40(图1)能够估计向量vi，即中间网格122的内部顶点处的电势。如下所述，处理器利用此估计来生成结果标测图50。

图5是根据本发明实施例的用于生成结果标测图50(图1)的过程中所执行步骤的流程图200。在初始标测步骤202中，使用者28将探针24插入身体器官34中，并利用该探针的远端来标测即生成该器官表面上的点的3D坐标，如上文中结合图1所述。在步骤202中，所标测的点对应于上文所提到的位置点102。处理器40将所标测的位置点的坐标存储在存储器44中。

在电势测量步骤204中，使用者使用探针24来测量电势，并标测器官34的表面上的点的坐标。步骤204可与步骤202基本上同时执行。作为另外一种选择，所述两个步骤可在不同时间执行。步骤204中的点对应于上文中所提到的电势点104。处理器40将所标测的电势点的坐标和所测得的电势存储在存储器44中。

在网格生成步骤206中，处理器将步骤202和204中的点连接成由线段形成的粗网格。通常，所述网格被形成为Delaunay三角网格。Delaunay三角网格可通过开始时形成任意三角网格而产生，通常基于由电势点和位置点构成Voronoi图。在任意三角网格中，共享一个共用边缘的每一对三角形可使该共用边缘移动，以确保两个三角形所共用的边缘的拉普拉斯算子(Laplacian)或余切重量是非负的。此种用于生成Delaunay三角网格的方法在本领域中是众所周知的。

然而，粗网格未必呈Delaunay三角网格的形式，使得处理器40可利用本领域中已知的另一种类型的三角网格来连接所述点，或者通过用于连接各点的任何方便的方法进行连接，而未必利用三角网格。

在再划分步骤208中，将在步骤206中生成的粗网格再划分成更精细的中间网格。步骤208是任选的，如流程图200中以虚线框画出的步骤的矩形所示，但是为简单起见，假设步骤208是在流程图的其余说明中执行。本领域的普通技术人员能够修改其中不执行步骤208的情形的说明。处理器可通过任何方便的方法对粗网格进行再划分，例如，使用上文中结合中间网格122的产生(图3)所述的方法。在一些实施例中，处理器40可根据程序的再划分和后续步骤所需的时间量和/或计算资源来适应地实现再划分的细度。

在电阻网格步骤210中，假设处理器在步骤208中所生成的较小中间网格的每一条线段均为电阻器。处理器根据公式(1A)或公式(1B)并利用对应线段的长度来计算每个电阻器的电阻值，使得分配到给定线段的电阻值与线段的长度直接成比例。处理器根据步骤208中所形成的较小中间网格的连接来连接电阻器，使得电阻网格的顶点和电阻器与中间网格的顶点和线段之间存在一一对应的关系。

在计算步骤212中，处理器将调和函数应用到电阻网格，通常应用基尔霍夫电流定律，以便计算电阻网格的顶点处的电势，所述顶点对应于中间网格的非电势点104的顶点。所述定律的应用以及所述计算根据公式(13)来进行。

在最后的步骤214中，处理器利用在步骤212中计算所得的顶点电势以及电势点104的所测得的电势来生成电势参数的结果标测图50的值，即本文所述例子中的VLAT。通常，标测图根据VLAT的值进行着色。通常，处理器在电势之间应用内插，以生成结果标测图50。

本文所概述的方法应用调和函数，以产生器官(上文中以心脏进行举例说明)的表面上的点处未被测量的电势。本发明人认为，由于所述方法采用适用的物理定律(例如基尔霍夫定律)，因此该方法与本领域中已知用于产生电势的方法相比能够产生更精确的值。此外，本发明人还认为，与本领域中已知方法所需的测量点的数目相比，利用本文所述的方法能够利用更少的测量点来产生精确的电势值。

应当理解，上述实施例仅以举例的方式进行引用，并且本发明并不限于上面具体示出和描述的内容。相反，本发明的范围包括上述各种特征的组合和子组合以及它们的变型和修正形式。本领域技术人员在阅读上述说明时将会想到所述变型和修正形式，并且所述变型和修正形式并未在现有技术中公开。

Claims (24)

1.一种用于形成电势标测图的方法，包括：

测量身体器官的表面上的点的位置；

测量所述点的子集的电势；

将相应的电阻分配到连接所述点的线段，以便限定电阻网格；以及

通过响应于所测量的电势将调和函数应用到所述电阻网格来产生所述表面的电势标测图。

2.根据权利要求1所述的方法，其中所述身体器官包括人类受检者的心脏。

3.根据权利要求2所述的方法，其中所述电势标测图包括与所述心脏的局部活化作用时间相关联的相应电势的标测图。

4.根据权利要求1所述的方法，其中测量所述位置包括将探针插入所述身体器官中并且跟踪所述探针的与所述表面接触的远端。

5.根据权利要求4所述的方法，其中所述远端包括位于其中的跟踪线圈，并且其中跟踪所述远端包括接收并分析来自所述跟踪线圈的信号。

6.根据权利要求4所述的方法，其中所述远端包括附接至其的电极，并且其中测量所述电势包括利用所述电极来测量所述电势。

7.根据权利要求6所述的方法，其中跟踪所述远端包括测量所述电极与附接到具有所述身体器官的人类受检者的皮肤的电极之间的阻抗。

8.根据权利要求1所述的方法，并且包括将所述线段形成为三角形网格。

9.根据权利要求1所述的方法，其中所述线段具有相应的长度，并且其中分配所述相应的电阻包括分配所述相应的电阻使其与所述相应的长度直接成比例。

10.根据权利要求1所述的方法，其中应用所述调和函数包括将基尔霍夫电路定律应用到所述电阻网格。

11.根据权利要求10所述的方法，其中所述基尔霍夫电路定律包括基尔霍夫电流定律。

12.根据权利要求10所述的方法，其中生成所述电势标测图包括利用所述基尔霍夫电路定律来确定所述表面上的不在所述子集内的所述点的电势。

13.一种用于形成电势标测图的设备，包括：

探针，所述探针被配置成：

测量身体器官的表面上的点的位置，以及

测量所述点的子集的电势；以及

处理器，所述处理器被配置成：

将相应的电阻分配到连接所述点的线段以便限定电阻网格，以及

通过响应于所测量的电势将调和函数应用到所述电阻网格来产生所述表面的电势标测图。

14.根据权利要求13所述的设备，其中所述身体器官包括人类受检者的心脏。

15.根据权利要求14所述的设备，其中所述电势标测图包括与所述心脏的局部活化作用时间相关联的相应电势的标测图。

16.根据权利要求13所述的设备，其中所述处理器被配置成跟踪所述探针的被插入所述身体器官中并与所述表面接触的远端。

17.根据权利要求16所述的设备，其中所述远端包括位于其中的跟踪线圈，并且其中跟踪所述远端包括接收并分析来自所述跟踪线圈的信号。

18.根据权利要求16所述的设备，其中所述远端包括附接至其的电极，并且其中测量所述电势包括利用所述电极来测量所述电势。

19.根据权利要求18所述的设备，其中跟踪所述远端包括测量所述电极与附接到具有所述身体器官的人类受检者的皮肤的电极之间的阻抗。

20.根据权利要求13所述的设备，并且包括将所述线段形成为三角形网格。

21.根据权利要求13所述的设备，其中所述线段具有相应的长度，并且其中分配所述相应的电阻包括分配所述相应的电阻使其与所述相应的长度直接成比例。

22.根据权利要求13所述的设备，其中应用所述调和函数包括将基尔霍夫电路定律应用到所述电阻网格。

23.根据权利要求22所述的设备，其中所述基尔霍夫电路定律包括基尔霍夫电流定律。

24.根据权利要求22所述的设备，其中生成所述电势标测图包括利用所述基尔霍夫电路定律来确定所述表面上的不在所述子集内的所述点的电势。

Images