CN106163396B - 用于呈现跳动心脏的运动模型的系统和方法 - Google Patents

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Abstract

可接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据。可将心动周期划分成递增阶段。与心脏壁运动相关联的位置数据可分配给递增阶段。基准对坐标可被确定用于递增阶段中的每一个递增阶段。基准对坐标可包括用于中间心动阶段的位置数据和用于参考心动阶段的位置数据。基准环路可从用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标确定。可使用基准环路确定在参考心动阶段和中间心动阶段之间的已学习心动标测。

Description

用于呈现跳动心脏的运动模型的系统和方法
相关申请的交叉参考
本申请要求2014年5月5日提交的题为“用于呈现跳动心脏的运动模型的系统和方法”的美国临时专利申请号61/988,553的优先权。本申请还涉及2014年5月5日提交的题为“用于显示心脏运动的三维可视化的方法和系统”的美国申请号14/270,176。
技术领域
本公开涉及一种心动标测的确定，并且特别地涉及呈现跳动心脏的运动模型。
背景技术
电生理学(EP)导管已用于不断增长数量的程序。例如，仅举几个例子，导管已用于诊断、治疗、标测和消融程序。通常，导管被操纵通过患者的脉管并且到目标部位，例如，病人心脏内的部位，并携载可用于标测、消融、诊断或其它治疗的一个或多个电极。
多种技术已被用来使用通过由导管携载的一个或多个电极接收的标测数据而提供心脏或心脏腔室的呈现。例如，已知的是提供如授予Hauck等人的美国专利号7,263,397中阐述的导管导航和标测系统，如同在这里完全阐述的，通过引用并入本文。Hauck等人总体上公开了用于发现和显示在体内的电极位置的医疗系统。Hauck等人进一步公开了在心脏跳动期间巡回电极在整个心脏腔室扫掠，并且接收到大量的电极位置(例如，数据点)。这种数据点在心脏跳动的所有阶段处截取且不考虑心动阶段。由于在收缩期间心脏改变形状，所以仅少数点代表最大心脏体积。此外，Hauck等人教导选择最外部点，以创建在其最大尺寸处代表心脏形状(例如几何形状、体积)或其腔室的壳。一旦壳被构造，则接收的EP数据可以随后标测到壳上并对用户显示。
如同在这里完全阐述的，通过引用并入本文，Byrd等人(2008年12月31日提交的美国专利申请号12/347,216)通过定位系统收集多个传感器位置(例如，数据点)，包括在获取每一个点期间或在在获取每一个点处的心脏阶段的相应指示。壳由这些数据点构造，其可根据患者的实时测量心电图(ECG)重播，以在用于每一个点或点集指定的特定心脏阶段期间生成心脏腔室的相应几何形状。
发明内容
在多种实施例中，提供了用于呈现心脏的运动模型的方法。该方法可包括接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据。将心动周期划分成递增阶段，并且与心脏壁运动相关联的位置数据可分配给递增阶段。该方法可包括确定用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标。在一些实施例中，基准对坐标包括用于中间心动阶段的位置数据和用于参考心动阶段的位置数据。在一些实施例中，在参考心动阶段和中间心动阶段之间的已学习心动标测可包括计算用于至少一个递增阶段的心脏的几何形状。该方法可包括从用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标构造基准环路。该方法可包括使用基准环路确定在参考心动阶段和中间心动阶段之间的已学习心动标测。确定在参考心动阶段和中间心动阶段之间的已学习心动标测可包括计算阶段几何形状的查找表。在一些实施例中，该方法可包括接收心脏的表面模型，所述心脏的表面模型对应于参考心动阶段。使用阶段几何形状的查找表可将与心脏的表面模型相关联的坐标移位。将与心脏的表面模型相关联的坐标移位可通过将心动阶段与在阶段几何形状的表中的阶段几何形状相关来确定。在一些实施例中，该方法可包括使用已学习心动标测和当前心动阶段来确定当前心动标测。在一些实施例中，当前心动阶段可基于先前心动阶段来确定。例如，当前心动阶段可基于在与先前心动周期的长度相关联的时间与自当前心动周期开始起的时间之间的比率来确定。
在多种实施例中，指令可由用于呈现心脏的运动模型的处理资源执行。可接收与心动周期的末期舒张部分对应的心脏的表面模型。可接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据。在一些实施例中，与心脏壁运动相关联的位置数据可从插入到心脏中的传感器接收。在一些实施例中，可将心动周期划分成递增阶段。基于与位置数据相关联的相应心动阶段数据，可将与心脏壁运动相关联的位置数据分配给递增阶段。在一些实施例中，可确定分配给递增阶段中的每一个递增阶段的位置数据的平均值。从平均化的位置数据可确定用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标。响应于在相邻递增阶段之间的当前心动阶段可内插基准对坐标。从用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标可构造基准环路。在一些实施例中，基于基准环路可计算阶段几何形状的查找表，并且基于查找表和心动周期的当前心动阶段，可确定在表面模型的坐标中的移位。在一些实施例中，基准对坐标可从与心脏的表面模型相关联的坐标偏移。在一些实施例中，基准对坐标可以是与心脏的表面模型相关联的坐标的绝对位置。在一些实施例中，基于心动周期的当前心动阶段可使用查找表来显示心脏的几何形状。基于心动周期的当前心动阶段可使用查找表来显示在心动周期期间心脏的几何形状中变化的动画。
在多种实施例中，提供了一种用于呈现心脏的运动模型的系统，以从操作性地连接到导管的传感器接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的运动样本。运动样本可包含与心脏壁运动相关联的位置数据和与位置数据相关联的心动阶段数据。在一些实施例中，可将心动周期划分成递增阶段，并且基于相应心动阶段数据可将位置数据分配给递增阶段。基于分配的位置数据，可确定用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标，并且从用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标可构造基准环路。基准对坐标可包括用于中间心动阶段的位置数据和用于末期心动阶段的位置数据。在一些实施例中，用于心动周期的已学习心动标测可被确定，并且可包括阶段几何形状的查找表。基于阶段几何形状的查找表和当前心动阶段可显示当前心动周期的动画。在一些实施例中，可接收与末期心动阶段对应的心脏的表面模型。通过阶段几何形状的查找表和当前心动阶段的使用可将表面模型的坐标移位。在示例中，当前心动周期的动画可通过将在心动周期的每一个递增阶段内的表面模型的坐标移位来提供。
附图说明
图1示出用于呈现根据本公开的实施例的心脏的运动模型的系统。
图2示出根据本公开的实施例的具有电极的导管。
图3A示出根据本公开的实施例的与心动周期相关联的运动样本和平均化运动样本。
图3B示出根据本公开的实施例的位置数据表。
图4示出用于呈现根据本公开的实施例的心脏的运动模型的方法示例的框图。
图5示出根据本公开的实施例与计算装置的处理资源通信的计算机可读介质的示例的框图。
具体实施方式
现在参考附图，其中相同的参考标号用于识别在多个视图中相同的部件，图1是其中可以实践本发明的导管系统的示意概览。该系统可包括如本领域中已知的多种可视化、标测和导航部件，包括除其它方面外，例如可从圣犹达医疗公司(St.Jude Medical,Inc)获得的EnSiteTM VelocityTM心动标测和可视化系统，或如一般参考由本发明的共同受让人所有的Hauck等人的题为“用于在心脏中的导管导航和定位以及标测的方法和设备”的美国专利号7,263,397号所见的，并在此通过引用整体并入本文。此外，该系统可包括部件，如一般参考由本发明的共同受让人所有的题为“用于显示心脏运动的三维可视化的方法和系统”的美国申请号14/270,176可见的，并在此通过引用整体并入本文。该系统可以结合或用于多种医疗程序在例如心脏和/或心脏消融程序的标测中使用。虽然参考了心脏的心动标测，但是本公开的一个或多个方面可以应用于其它解剖结构。应当理解的是，实施例与本发明一致，并且通常将包括为简洁和清楚起见而没有示出或描述的其它特征。例如，当结合消融导管使用时，这种消融导管可以通常包括多种电极和相应的引线；温度传感器和相应的引线；以及本领域中已知的其它特征。
一些成像系统可捕获4维图像数据，并可以依次重播图像，以便提供电影摄像环路。这些运动图像可以提供可视化跳动心脏的能力。与本文所公开的实施例相比，4维电影摄像环路可以基于随时间推移收集的图像数据，而本公开的实施例可以基于如由诸如EnSiteTMVelocityTM系统的电生理学定位系统测量的巡回导管捕获的运动。此外，4维电影摄像环路可以基于图像数据的重播，而本公开的实施例是基于在诸如OpenGLTM或DirectXTM的3维呈现环境中的表面模型的动画。
如在背景技术中所述，一些可视化/导航系统使用单一的静态壳来表示心脏或其腔室的表面几何形状和大小/体积。构造这种壳的一个常规方法是使用与被建模的心脏腔室的最大体积对应的收集电极位置。
在示例中，Byrd等人(2008年12月31日提交的美国专利申请号12/347,216)依赖于经由在电生理学标测系统中的巡回导管来收集点云。点云基于相关联的心动阶段来排序和分级。多个几何形状可以从每组分级的几何形状点重建，并且用于创建多个表面模型。标测系统从心电图(ECG)确定心动阶段，并根据确定的心动阶段显示适当的几何形状。然而，心脏内的某些区域可能不包含在所有心动阶段内采样的点，这会导致不代表心脏的实际物理运动的重建几何形状。因此，心脏的一部分可能显现为当特定的几何形状连续显示以创建心脏运动的动画时在特定位置中移动。然而，心脏的一部分可能显现为移动不是因为心脏壁(例如，心内膜壁、心外膜壁)是移动的，而是因为区域取样不足。
此外，从不同组的分级点云重构的几何形状之间的内插可以证明是困难的，因为每一个这种几何形状可以具有不同的网格拓扑结构。在这种拓扑结构之间的内插会是困难的任务。每一个网格拓扑结构可以具有不同数量的小面/三角形。因此，将需要添加/移除三角形，以便在这些几何形状之间内插/过渡，其可以比由本公开提供的实施例在计算上更耗费。
本公开的实施例可以使用创建表面模型的单个几何形状，并且可以将表面模型的几何形状(例如，具有相同的拓扑结构)变形(例如将与表面模型相关联的坐标移位)以形成与心脏的多种心动阶段相关联的特定几何形状，并发展用于呈现跳动心脏的运动模型的已学习心动标测。如本文所使用的，已学习心动标测可以包括与特定心动阶段和/或时段相关联的心脏的特定几何形状的标测。由于单个几何形状用于创建表面模型，所以可以避免可能不代表心脏的实际物理运动的多个几何形状的重构。
在一些示例中，函数回归(例如，薄板样条模型)可用于基于心脏的特定位置在不同心动阶段处位于何处来将代表心脏腔室的静态收集的表面模型上的点标测为不同的点。例如，在所有心动阶段内收集的点云可代表末期舒张几何形状。通过将导管放置在心脏表面(例如，心脏壁)上的特定位置处，并且观察在不同心动阶段(诸如收缩)处的其位置，可以收集代表表面位置从舒张到收缩的偏移。在一些实施例中，这可针对不止舒张和收缩来执行。例如，可以收集代表诸如每10％阶段的多个心动阶段的基准点。
再次参照图1，导管系统包括患者11的心脏10的示意描绘。系统包括随着导管远端在心脏腔室周围和之内扫掠而接收多个导管位置的能力。为了这个目的，图1示出了基于用于确定一个或多个导管电极的位置的外部施加正交电场的类型的示例性导管定位系统。这种系统通常在本领域中是已知的(例如，EnSite NAVXTM导航和可视化系统)。然而，应当理解，这个实施例仅是示例性的并且在性质上没有限制性。用于确定诸如MediGuidcTM系统的导管的3D空间中的位置的其它技术可用于实践本发明，包括例如Biosense Webster公司的CARTO导航和定位系统，或Northern Digital公司的系统，这两者都利用磁场而不是电场。因此，如本文所使用的，传感器被提供用于产生指示导管的位置信息的信号，并且可以例如在基于阻抗的定位系统的情况下包括一个或多个电极。在一些实施例中，例如，在基于磁场的定位系统的情况下，传感器可以包括被配置为检测磁场的一个或多个特性的一个或多个线圈(例如，导线绕组)。
进一步应当理解，在一些定位系统中，一个或多个电极可以共同定义传感器。该一个或多个电极可设置在导管的远端，并且定位系统可被配置为获取来自该一个或多个电极的位置信息。定位系统可不仅使用接收到的位置信息，而且还使用在提供位置信息的一个或多个电极与在导管上的远端位置之间的几何关系，来计算导管的远端位置(例如，一条几何信息可以是环形电极到头端的距离)。最后，定位系统可以使用所计算的位置，如同它被直接收集的那样。同样地，在基于磁场的定位实施例中，导管头端和磁线圈可具有在它们之间的几何关系，其中定位系统被配置为使用所计算的头端位置(即，基于磁线圈信号与在线圈和头端之间几何关系的预定义知识所计算的)，如同这种位置被直接收集的那样。当然，其它变化是可能的。
继续参考图1，在示出的基于阻抗的定位系统实施例中，示出了三组表面电极(例如，经由贴片施加)：X轴电极12、14；Y轴电极18、19；以及Z轴电极16、22。另外，可以使用附加表面电极21(例如，经由“腹部”贴片施加)。表面电极都连接到开关24。示出了代表性导管13，其具有在本文可称为“巡回”或“测量”电极的单个远端电极17。在该实施例中电极7可定义位置传感器，但是如上面提到的，多种变化是可能的。图1还示出了具有固定参考电极31的第二独立的导管29，该固定参考电极31可以在心脏10上是静止的，用于校准的目的。
图1进一步示出了计算机系统20、信号发生器25、模拟数字转换器26和低通滤波器27。计算机系统20可以利用软件、硬件、固件和或逻辑来执行本文所描述的多个功能。计算系统20可以是共享信息的硬件和指令的组合。硬件例如可以包括处理资源32和/或存储器资源33(例如，非暂态计算机可读介质(CRM)数据库等)。如本文所使用的处理资源32可以包括能够执行由存储器资源33存储的指令的多个处理器。处理资源32可以集成在单个装置中或横跨多个装置来分布。指令(例如，计算机可读指令(CRI))可以包括存储在存储器资源33上并且可由用于呈现心脏10的运动模型的处理资源32执行的指令。进一步相对于图5讨论计算机系统20。
计算机系统20被配置成根据预定策略来控制信号发生器25以选择性激励多对表面电极。在操作中，计算机系统20被配置成经由滤波器27和AD转换器26获得原始贴片数据(即，电压读数)，并使用该原始贴片数据来确定位于心脏10或其腔室内侧的导管电极的三维空间(X，Y，Z)中的原始电极位置坐标(例如，诸如上面提到的巡回电极17)。在一些实施例中，当接收到这种电极位置坐标时，可测量或以其它方式确定患者11的心动周期的阶段。为了这个目的，在实施例中，耦合到体表电极并且由参考标记15笼统指示的大多数或所有的常规十二(12)个ECG引线被提供以支持患者11的心电图(ECG)的采集。
可替代地，位于心脏10中的固定位置的参考电极，诸如固定的参考电极31，可用于提供相对稳定的信号，该相对稳定的信号可被分析以确定心脏10在心脏周期中的心动阶段(例如，放置在冠状静脉窦处)。更一般地，具有电极的导管，而不是移动或巡回导管，可被放置并保持在相对于心脏10的恒定位置中，以获得指示心动阶段的相对稳定的信号。如图所示，ECG引线15直接耦合到用于采集和后续处理的计算机系统20，以获得心脏10在心动周期中的阶段。ECG引线15也可以提供给其它系统(未示出)。
应注意，计算机系统20可以对在一个或多个ECG引线15上显现的信号应用滤波，其可以引入预定量的延迟。例如，在以1200个样本/秒操作的实施例中，12抽头数字滤波器可以相对于ECG提供的信号来使用，该ECG提供的信号可具有在计算机系统20内的确定心动阶段的可用性中引入相应的十二时间步长延迟的效果。一般地，在心动阶段信息可用性中相对低的迟延时间可被视为具有对心动标测生成的准确度，以及从心动标测生成的心动运动的动画的随后“重播”的无关紧要的影响。
在示例中，从定位数据得出的心动标测(例如，NAVXTM数据)可衰减并且合并滞后(例如，作为滤波器的结果)。因此，导管的运动可以与从心动标测生成的心脏运动的动画一致。然而，由于被合并的滞后，导管运动可能不与通过透视生成的数据和/或与心脏10的生理运动一致。
图2更详细地示出图1的示例性导管13的实施例。导管13可以是常规的EP导管，例如如仅在心脏10的左心室38中设置的。除了电极17之外，EP导管13还可以包括附加的环形电极39、40和41，它们共同定义传感器。应当理解的是，导管13仍可包括其它电极，并且在其它实施例中，诸如在EP或RF消融实施例中，一个或多个其它电极可用于任何数量的诊断和/或治疗目的。例如，这种电极以及因此这种导管可用于执行消融程序、心脏标测、EP研究和其它程序。本发明并不限于任何一种类型的导管或基于导管的系统或程序。此外，如上所述，在所述的基于阻抗的定位实施例中，位置传感器可包括一个或多个导管头端电极和环形电极。所有位置信息可用于改善位置数据点的确定，用于呈现心脏10的运动模型。
在一些实施例中，位置数据和心动阶段数据可以接收作为在心动周期期间与心脏壁运动相关联的运动样本。在示例中，传感器(例如，电极17、39、40、41)可以在一段时间内在特定位置处被保持抵靠心脏壁，以收集位置数据，而心动阶段数据被同时收集。因此，随着心脏壁移动，可接收代表心脏壁运动的多个点。这些点可以与心动阶段数据相关联，以使得心脏壁的位置可以与位置数据在其中被接收到的特定心动阶段配对。
在一些示例中，传感器可以在10秒的时段内被保持在心脏壁上的特定位置处，这可以提供与心脏壁运动相关联的足够的运动样本。特别地，当使用诸如EnSiteTMNavXTM的心脏标测系统时，传感器可以在约10至15秒的时段内保持在特定位置处。当使用诸如MediGuideTM的心动标测系统时，令人满意的采样时段可减少到约5秒。采样时间的持续时间可以跨越1个或多个呼吸周期，以使得数据可在该时段内平均化(例如，整体平均化)。给定足够的算法，时段可以进一步减少为可以是约1至3秒的1至3个心动周期。EnSiteTMVelocityTM和MediGuideTM心动标测系统二者都含有呼吸补偿算法，其可以使用信号滤波器从位置数据去除呼吸伪迹。
在一些实施例中，位置数据和心动阶段数据可能通常不能以均匀的采样速率收集。当使用EnSiteTMVelocityTM心动标测系统时，心动阶段数据的采样率可以是2千赫，而位置数据的采样率可以是98赫兹。为了简化处理，心动阶段数据和位置数据可被再采样以将数据与采样率对准。通过再采样，位置数据和心动阶段数据的采样率可以匹配，以使得位置数据和心动阶段数据在时间上对准。在示例中，在每一个位置数据点被收集到的时间可以匹配在每一个心动阶段数据点所取的时间。
再采样可以以多种方式来完成；位置数据可以向上采样为较高速率的心动阶段数据，或心动阶段数据可以向下抽取为位置数据的采样率。虽然任一种方法是可能的，但是将位置数据向上采样为心动阶段数据可能不提供任何益处，并且可以增加与处理资源32相关联的计算负荷。在示例中，位置数据的采样率可以增加，但由它携带的信息可能不增加，因为填充数据到较高的采样率的内插步骤仅携带内插步骤的相邻位置数据的信息。
在一些实施例中，ECG检测模型可用于从心动阶段数据(例如，ECG数据)确定在患者11的心脏10的心动周期的QRS波群中R波的时间点。如同在此完全阐述的，以引用方式在此并入的下面文章进一步详细描述了ECG检测模型：
Chesnokov，D.Individually adaptable Automatic QT Detector，Computers inCardiology，2006.33：337-341。
在一些实施例中，当使用诸如EnSiteTMVelocityTM的心动标测系统时，系统可以包含ECG检测模型。在心动周期的QRS波群中R波的时间点的确定允许心动阶段分配给每一个时间点。在示例中，阶段可以通过在相邻R波之间的均匀内插而分配给每一个时间点，以将心动周期划分成递增阶段。在示例中，心动周期可以划分成范围从10到100的多个递增阶段。例如心动周期可划分成10个阶段(如，10％、20％、30％等)，或心动周期可划分成100个阶段(例如，1％、2％、3％等)。然而，在一些实施例中，心动周期可以划分成小于10或大于100的多个递增阶段。
所分配的阶段可以是线性斜坡函数，其中R波的开头分配0％阶段，而下一个R波分配100％阶段。R波同时分配0％阶段和100％阶段，因为这些就心脏位置和ECG而言是等效的。
在一些实施例中，每一个位置可以分配已经通过ECG检测模型确定的心动阶段。在示例中，与位置数据和心动阶段数据相关联的时间可用于分配心动阶段给位置数据。然后位置数据可以分配给递增阶段。例如，在选择10个递增阶段的情况下，位置可以基于与位置相关联的心动阶段而分配给10个递增阶段中的一个递增阶段。可替代地，在选择100个递增阶段的情况下，位置可以基于与位置相关联的心动阶段而分配给100个递增阶段中的一个递增阶段。
更大数量的递增阶段可导致与包含在心脏10的运动模型中的几何形状之间的过渡相关联的更大光滑度。例如，将心动周期划分成与心脏10相关联的10个离散几何形状可导致从一个几何形状到下一个几何形状的更大过渡。可替代地，将心动周期划分成与心脏10相关联的100个离散几何形状可导致从一个几何形状到下一个几何形状的更小过渡，从而创建从一个几何形状到下一个几何形状的更平滑过渡。然而，将心动周期划分成更大数量的递增阶段可导致在每一个阶段中的更少位置数据点，其可能影响运动模型的精确度。
在一些实施例中，每一个递增阶段可以包括一系列的心动阶段。例如，在选择10个递增阶段以使得递增阶段划分为10％增量的情况下，落在20％递增阶段的5％以下或5％以上之间的心动阶段可以包括在20％的递增阶段中。可替代地，在选择100个递增阶段以使得增量阶段划分为1％增量的情况下，落在20％递增阶段的0.5％以下或0.5％以上之间的心动阶段可以包括在20％的递增阶段中。
在一些实施例中，多个位置数据点可以被包括在每一个增量阶段中。例如，在与心动阶段相关联的多个位置数据点落在与特定递增阶段相关联的心动阶段的范围中的情况下，多个位置数据点可以被包括在特定递增阶段中。此外，当收集在多个心动周期内的位置数据点时，多个位置数据点可以被包括在特定递增阶段中。例如，如果收集在3个心动周期内的位置数据，则每一个递增阶段可以包括3个位置数据点，一个位置数据点来自每一个心动周期。
在一些实施例中，可以计算出包括在每一个递增阶段中的位置数据点的平均值。在一些示例中，平均值可用于计算包括在每一个递增阶段中的位置数据点的平均值。随着用于每一个递增阶段接收的位置数据点的数量增加，位置数据点的平均值可以变得更稳健，并导致与来自位置数据点产生的心脏10的运动模型相关联的更高精确度。
在一些实施例中，统计值可被计算用于包括在每一个递增阶段中的位置数据点。在示例中，标准偏差和/或方差可被计算用于包括在每一个递增阶段中的位置数据点。通过确保根据包括在每一个递增阶段中的位置数据点来计算的平均位置是可靠的，统计数据可用于确定收集运动样本所需的时间长度。
图3A示出了根据本公开的实施例与心动周期相关联的运动样本和平均化的运动样本。可以包含多个数据位置点的与心脏壁运动相关联的第一运动样本45和第二运动样本46可以从附接到导管13的传感器接收。在示例中，第一运动样本45可以包含与第一心动周期相关联的位置数据点，并且第二运动样本46可包含与第二心脏周期相关联的位置数据点。如在图3A中所示，大部分第一运动样本45(例如，位置数据点)不与第二运动样本46重叠。平均位置47-0、47-1，...，47-9可以从第一运动样本45和第二运动样本46计算出以创建平均化的运动样本。平均位置47-0、47-1，...，47-9可以每一个与一递增阶段相关联。例如，平均位置47-0可与0％阶段相关联；平均位置47-1可以与10％阶段相关联；平均位置47-2可以与20％阶段相关联；平均位置47-3可以与30％阶段相关联；平均位置47-4可与40％阶段相关联；平均位置47-5可以与50％阶段相关联；平均位置47-6可与60％阶段相关联；平均位置47-7可与70％阶段相关联；平均位置47-8可与80％阶段相关联；以及平均位置47-9可与90％阶段相关联。在示例中，总体平均运动样本可通过第一运动样本45和第二运动样本46的总体平均值来获得，并且可以包括平均位置47-0、47-1，...，47-9。
在示例中，在约70％至80％之间的递增阶段可与心脏10的末期舒张阶段相关联，其可用作在本公开的实施例中的参考心动阶段。在示例中，用于本公开的目的的参考心动阶段可被计算为从QRS波群的偏移，并且可以对应于约70％至80％之间的递增阶段。心脏10的心动周期可以由当前末期舒张阶段和在先末期舒张阶段定义，并且中间心动阶段(例如，90％阶段、0％阶段、10％阶段、20％阶段、30％阶段、40％阶段、50％阶段、60％阶段)可以是在末期舒张阶段之间的心动周期的阶段。例如，心脏的心动周期可以定义为在QRS波群(例如，收缩)之间的时段。
图3B示出根据本公开的实施例的的位置数据表。位置数据表53包括时间列，所述时间列包括对应于在阶段列49中列出的阶段0％至90％的时间T0至T9。如图所示，位置数据表包括已分配给范围从0％心动阶段至90％心动阶段的10个递增阶段的位置数据。参考心动阶段位置可以对于在参考列50中的每一个阶段来定义。例如，参考心动阶段位置P70可对应于与70％阶段相关联的位置数据点(例如，坐标)，其对应于心动周期的末期舒张阶段(例如，参考心动阶段)。心动阶段位置列51可以包括与在阶段列49中列出的每一个心动阶段相关联的位置数据点。例如，心动阶段位置P0可对应于用于0％阶段的位置数据点，心动阶段位置P10可对应于用于10％阶段的位置数据点等。心动阶段位置P70可对应于用于70％阶段的位置数据点，其可以是与用于参考心动阶段位置的相同位置数据点。
基于用于每一个阶段的所分配的位置数据，基准对坐标可被确定用于递增阶段中的每一个递增阶段(例如，0％、10％、20％等)。在示例中，心动阶段偏移可被确定用于每一个阶段。心动阶段偏移可以是与在参考心动阶段位置(例如，末期心动阶段)和中间心动阶段位置之间的位置变化相关联的向量。例如，用于70％阶段的心动阶段偏移是(0，0，0)，如由位置数据表53所示，因为在70％阶段处的心动阶段位置(例如，P70)与参考心动阶段位置(例如，P70)相同，这是由于70％用作参考心动阶段位置。
在一些实施例中，可以接收对应于参考心动阶段(例如，舒张位置)的心脏10的表面模型。在一些实施例中，配备有位置传感器的导管可插入到心脏中，并且可以在心脏内移动以获得点云。点云可用于构造心脏10的表面模型。在一些实施例中，可经由成像系统获得心脏10的表面模型。例如，分段模型可以从成像系统得到。在一些实施例中，分段模型可以从成像系统导入，诸如计算机断层扫描(CT)系统、磁共振成像(MRI)系统，和/或心脏内超声心动图(ICE)系统，并且可以使用诸如EnSiteTM FusionTM的标测系统来配准。分段模型可以融合并且可用作心脏10的表面模型，作为参考几何形状，这非常像从点云构成的表面模型。因为心脏10的表面模型在末期心动阶段处，所以在末期心动阶段(例如，70％阶段)的心动阶段位置可以与心脏10的表面模型上的位置相关。心动阶段偏移可用于将表面模型的坐标移位，以使得表面模型的坐标针对每一个阶段而改变，从而反映心脏10的运动。例如，由点云构成的表面模型的坐标和/或从CT和/或MRI获得的表面模型的坐标可以移位，从而反映心脏10的运动。
用于每一个阶段的基准对坐标可包括参考心动阶段位置与用于每一个阶段的心动阶段偏移。在示例中，基准环路可包含在所有阶段内的完整组基准对。基准对坐标可以表示为：
{Lref,ΔLp}
其中Lref是在参考心动阶段处的基准环路的绝对位置，并且ΔLP在阶段p处从参考心动阶段位置的偏移。同等地，基准对坐标可以使用以下绝对对来表示：
{Lref,Lp}
其中Lref是在参考心动阶段处的基准环路的绝对位置，并且LP是在阶段p处的基准环路的绝对位置。在示例中，偏移(例如，ΔLP)的使用可导致将偏移添加到表面模型的坐标，而绝对基准配对的使用可导致分配新坐标到表面模型的坐标。
基准环路可对应于在心脏壁上的特定点，并且可以表示当心脏壁在心动周期内移动时该点的运动。基准环路也可创建用于在心脏壁上的其它点，以使得心脏10的表面模型的坐标可被移位以创建心脏10的运动模型。一旦确定用于每一个基准环路的基准对，则该基准对可用于确定从表示参考心动阶段(例如，舒张阶段)的表面模型到每一个特定心动阶段的坐标中的移位。坐标中的移位可表示如下：
f:R3→R3
在示例中，坐标中的移位可以通过函数回归来确定。例如，函数回归方法在可从圣犹达医疗公司商购的EnSiteTMFusionTM模块中使用，或如一般参考2008年12月31日提交的美国专利申请号12/347,216可见的，其通过引用并入本文，如同在这里完全阐述的。函数回归方法可以包括薄板样条模型、径向基础网络模型和/或平均值坐标模型的使用。
在一些示例中，可以利用这些函数回归方法和/或其它函数回归方法。然而，由于几个因素，包括在基准点之间的不适当振荡的限制、在坐标移位中的流形表面的维护、及其在软件中的直接实现，薄板样条的方法可以是优选的。
薄板样条模型的概述如下所示：
其中权重(w)从薄板样条模型的学习阶段来确定。如同在这里完全阐述的，在此通过引用并入的下面文章进一步详细描述了薄板样条的算法：
Bookstein，FL.Principal Warps:Thin Plate Splines and the Decompositionof Deformations.IEEE Transactions on Pattern Analysis and MachineIntelligence.1989年.11:567-585。
Bookstein,F L.Thin-Plate Splines and the Atlas Problem for BiomedicalImages.Proceedings of the 12th International Conference on InformationProcessing in Medical Imaging.1991年7月。
一旦坐标中的移位被计算用于每一个阶段，则当前心动标测可以从ECG数据获得的当前心动阶段确定。如先前本文所讨论的，当前阶段从ECG数据获得。在示例中，检测R波并且计算在R波之间的时段(例如，定义心动周期)。因为在瞬时时间点处的心动阶段不可能已知，直到下一个R波到达，所以先前的R-R间隔的时段被用于预测当前心动阶段。如果先前R-R间隔的时段为D，并且从最后的R波起的时间为d，则当前时间点分配给心动阶段，如下：
因此，可以基于先前的心动阶段来确定当前心动阶段。例如，可以基于与先前心动周期的长度与自当前心动周期开始起的时间之间的比率来确定当前心动阶段。
在一些实施例中，如果后面的R波相对于先前的R-R间隔稍后到达，则与在心动周期中稍后发生的中间心动阶段相关联的时间点每个将分配给100％阶段，并且表现为如同它们在末期心动阶段。在示例中，这可导致心脏运动模型的运动暂停。可替代地，如果后面的R波相对于先前的R-R间隔到达更早，则与在心动周期中稍后发生的中间心动阶段相关联的时间点将永远不会达到100％阶段，并且可以立即过渡回到0％。这可具有导致跳动心脏模型的观察运动突然跳回到0％的影响。
本公开的一些实施例可包括召回模式和实时模式。在召回模式中，可以记录与患者11的心脏10相关联的多个心脏周期。因此，与心动周期相关联的R-R间隔的实际时段可被记录并用于稍后分配用于R-R间隔中的每一个R-R间隔的心动阶段。在实时模式中，先前的R-R间隔的时段可用于预测与当前R-R间隔相关联的当前心动阶段，如本文所讨论。
在召回模式中，在用户在脱机浏览模式中操作的情况下，如在EnSiteTMVelocityTM心脏标测系统中可用的，由更早和/或更晚到达的后面的R波引起的任何问题可能不会造成任何问题，因为后面的R波的到达可以预先存储，并且可以用于每一个特定R-R间隔的心动阶段的分配。在实时情况下，可以利用确定阶段的替代方法。例如，值D可被确定为在多个在先周期内的最小值或最大值，以避免在心脏10的运动模型中的跳跃或暂停。此外，在一些示例中，R-R间隔的平均值可以用于确定值D以避免跳跃和/或暂停，尽管示例并不局限于此。
在一些实施例中，当心动周期的当前阶段(p)被确定时，可以基于心动周期的当前心动阶段来显示心脏腔室的几何形状。如果当前心动阶段与递增心动阶段(例如，10％阶段)对准，则心脏腔室的几何形状的确定可以通过计算用于心脏10的表面模型的每一个坐标的该心动阶段的回归函数来进行。在示例中，可以使用偏移方法，其中偏移被添加到心脏10的表面模型的坐标，以将坐标移位，并且可以被表示为：
可替代地，可以使用绝对方法，其中表面模型的坐标的绝对位置被定义，并且可以表示为：
在一些实施例中，当当前心动阶段不落入递增心动阶段中的一个递增心动阶段(例如，10％阶段)以及因此的用于递增阶段的坐标中的相关联移位时，表面模型的坐标位置可以通过内插来确定。例如，当当前阶段(例如，15％)在两个递增心动阶段(例如，10％、20％)之间时，与当前阶段相关联的坐标可使用偏移方法来确定，如下：
在召回模式中，表面模型的坐标中的移位已为之确定的每一个心动阶段可预先计算用于表面模型的每一个坐标，并且可以存储在阶段几何形状的查找表中。因此，代替计算为此需要的用于每一个坐标的函数f，可通过参考阶段几何形状的查找表来确定表面模型的坐标中的移位。因此，采用阶段几何形状的预先计算的查找表，内插可以是可需要被执行来确定在表面模型的坐标中移位的唯一操作。可替代地，大量阶段(例如，100)可被预先计算并包括在阶段几何形状的查找表中。因此，内插步骤可能是不必要的。可替代地，在表面模型的坐标中的移位可以根据需要对表面模型的每一个坐标计算。例如，用于递增阶段中的每一个递增阶段的心脏的几何形状可实时计算，而不是预先计算并存储在阶段几何形状的查找表中。
在一些实施例中，回归函数可以是阶段的函数，如下所示：
f:R4→R3
薄板样条模型可以变成四个变量的函数，其是：
(x,y,z,p)
因此，在基准环路中的基准对的整个集合可用于创建单个心动标测，而不是将在基准环路中的基准对根据心动阶段分区成组，以便创建在表面模型的坐标中多个移位，一个移位对应于多个分区阶段中的每一个分区阶段。
因此，在召回期间，使用偏移的方法，在各阶段之间的内插现在可以是明确的，如下：
如先前所讨论的，许多阶段可以预先计算出用于表面模型的每一个坐标，并存储在阶段几何形状的查找表中。这可以减少与确定在表面模型的坐标中移位相关联的计算载荷。
因此，在表面模型的坐标中的移位(例如，心脏腔室的几何形状)可以通过将心动阶段与在阶段几何形状的表中的阶段几何形状相关来确定。在一些实施例中，时间可以与在阶段几何形状表中的阶段几何形状相关联，以使得在表面模型的坐标中移位可以通过将时间与在阶段几何形状表中的阶段几何形状相关来确定。阶段几何形状的表可以提供心脏10的已学习心动标测，以使得在特定阶段和/或与阶段相关联的特定时间处的心脏10的几何形状可被建模。在一些实施例中，当前心动周期的动画可以通过使与每一个心动阶段和/或时间相关联的阶段几何形状经由显示器23连续地显示来构造。例如，可以通过将在心动周期的每一个递增阶段内的表面模型的坐标移位来提供当前心动周期的动画。在一些实施例中，多个顶点可以形成表面模型，并且可以根据心动周期的每一个递增阶段来移位，以提供心动周期的动画。
图4示出用于呈现根据本公开的实施例的心脏的运动模型的方法的示例的框图。在一些实施例中，方法55可以由计算机系统20计算。方法55可包括在方框56处接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据。位置数据可以经由连接到插入到患者11的心脏10中的导管13的电极17来接收。在一些实施例中，与心动周期相关联的心动阶段数据可与所述位置数据同时接收到。心脏10的心动周期可以由当前参考心动阶段和前面参考心动阶段来定义。在示例中，参考心动阶段可以是末期舒张阶段，以使得心动周期由当前末期舒张阶段和前面末期舒张阶段定义。
心动周期可以进一步通过在当前参考心动阶段和前面参考心动阶段之间的多个中间心动阶段来定义。例如，如本文所讨论，其中当前参考心动阶段是当前末期舒张阶段，并且前面参考心动阶段是前面的末期舒张阶段，中间心动阶段可以是收缩阶段。
在一些实施例中，在方框57处，方法55可以包括将心动周期划分成递增阶段。例如，心动周期可划分成1％阶段、2％阶段、5％阶段、10％阶段等。在方框58处，与心脏壁运动相关联的位置数据可以分配给递增阶段。在示例中，与心脏壁运动相关联的位置数据可以基于位置数据在其处被接收的相应心动阶段而分配给递增阶段中的一个递增阶段。例如，位置数据可以与其被接收到的特定心动阶段相关联，并由此可以匹配到递增阶段中的一个递增阶段。
方法55可以包括，在方框59处，确定用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标。在示例中，基准对坐标包括用于中间心动阶段的位置数据与用于参考心动阶段的位置数据。因此，基准对坐标可以提供与在参考心动阶段和中间心动阶段之间心脏壁的位置变化相关联的信息。
在一些实施例中，方法55可包括，在方框60处，从用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标构造基准环路。基准环路可包括用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标，并且可因此包括与整个心动周期中心脏壁的位置变化相关联的信息。
在一些实施例中，可以接收与参考心动阶段对应的心脏10的表面模型。在示例中，在基准环路中的每一个基准对坐标可用于确定与心脏10的表面模型相关联的坐标中的移位。因此，在方框61处，可使用基准环路确定在参考心动阶段和中间心动阶段之间的已学习心动标测。已学习心动标测可用于基于当前心动阶段来确定心脏10的当前心动标测。例如，已学习心动标测可以包括用于心动阶段的心脏10的几何形状(例如，表面模型的坐标中的移位)和/或与心动阶段相关联的时间。
在一些实施例中，确定在参考心动阶段和中间心动阶段之间的已学习心动标测可以包括计算阶段几何形状的查找表。例如，如本文所讨论的，许多心动阶段和与心脏10的表面模型相关联的坐标中的相关联移位可被预先计算并存储在阶段几何形状的查找表中。当前心动阶段和/或与当前心动阶段相关联的时间可用于通过阶段几何形状的查找表的使用来确定在表面模型坐标中的相关联移位。因此，与心脏10的表面模型相关联的坐标可以通过将当前心动阶段和/或与具有在阶段几何形状的表中的阶段几何形状的心动阶段相关联的时间相关来移位。
在一些实施例中，可以基于先前的心动阶段来确定当前心动阶段。例如，可以基于与先前心动周期的长度相关联的时间和自当前心动周期开始起的时间之间的比率来确定当前心动阶段。例如，如果先前心动周期为1秒，则自当前心动周期起的时间是0.5秒，在与先前心动周期的长度相关联的时间和自当前心动周期开始起的时间之间的比率可以是0.5，代表50％阶段。
图5示出了根据本公开的实施例与计算装置的处理资源通信的计算机可读介质的示例的框图。如相对于图1所讨论的，计算机系统20可以利用软件、硬件、固件和/或逻辑来执行许多功能。计算机系统20可以包括多个远程计算装置。
计算机系统20可以是配置成执行多项功能的硬件和程序指令的组合。硬件例如可以包括一个或多个处理资源32、计算机可读介质(CRM)65等。程序指令(例如，计算机可读指令(CRI)66)可包括存储在CRM 65上并且可由处理资源32执行以实现期望功能的指令(例如，从平均化的位置数据确定用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标等)。CRI 66也可以存储在由服务器管理的远程存储器中，并且表示可以下载、安装和执行的安装包。计算机系统20可包括存储器资源33，并且处理资源32可以耦合到存储器资源33。
处理资源32可以执行可以存储在非暂态CRM 65的内部或外部上的CRI 66。处理资源32可以执行CRI 66以执行多种功能，包括相对于图1到图4所描述的功能。
多个模块67、68、69、70、71、72、73可以是子模块或其它模块。例如，划分模块67和分配模块68可以是子模块和/或包含在单个模块内。此外，多个模块67、68、69、70、71、72、73可以包括彼此分离且不同的单独模块。
接收表面模型模块67可以包括CRI 66，并且可以由处理资源32执行以接收与心动周期的末期舒张阶段对应的心脏10的表面模型。心脏10的表面模型可以由从电极17接收到的位置数据形成，并且可以对应于参考心动阶段(例如，末期舒张阶段)。可替代地，心脏10的表面模型可以在先前的时间生成并且经由计算机系统20接收到。
接收位置数据模块68可以包括CRI 66，并且可以由处理资源32执行，以接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据。如本文中所讨论的，位置数据可从连接到插入到心脏10中的导管13的电极17接收。在示例中，电极17可以在至少一个心动周期内被保持抵靠心脏10的壁。
划分模块69可以包括CRI 66，并且可由处理资源32执行以将心动周期划分成递增阶段。在一些示例中，心动周期可以划分成在10个阶段和100个阶段之间的一系列阶段。例如，心动周期可划分成10％阶段、20％阶段、30％阶段等。可替代地，心动周期可以划分成1％阶段、2％阶段、3％阶段等。
分配模块70可包括CRI 66，并且可由处理资源32执行，以基于与位置数据相关联的对应心动阶段将与心脏壁运动相关联的位置数据分配给递增阶段。例如，在心动周期划分成100个阶段的情况下，与1％的心动阶段相关联的位置数据可以分配给1％的递增心动阶段，并且与75％的心动阶段相关联的位置数据可分配给75％的递增心动阶段。
平均确定模块71可以包括CRI 66，并且可由处理资源32执行，以确定分配给递增阶段中的每一个递增阶段的位置数据的平均值。在示例中，在与多个位置相关联的位置数据被包括在递增阶段中的一个递增阶段的情况下，可采取数据的平均值以使得可确定一个平均位置数据点。如本文所讨论的，在一些示例中，可以采取位置数据的总体平均值。
基准对确定模块72可包括CRI 66，并且可由处理资源32执行，以从平均位置数据确定用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标。在一些示例中，用于每一个阶段的基准对坐标可包括用于每一个阶段的参考心动阶段位置和心动阶段偏移。因此，用于每一个阶段的基准对坐标可以提供与心脏10的心脏壁的运动相关联的信息。在一些实施例中，基准对坐标可以响应于与在递增阶段之间的心动阶段相关联的基准对坐标来内插。例如，在基准对已被确定用于10％阶段和20％阶段的情况下，基准对可以内插用于17％阶段。
在一些实施例中，基准对坐标可以从与心脏10的表面模型相关联的坐标偏移。例如，基准对偏移坐标可用于将表面模型的坐标移位到由偏移指示的位置。可替代地，基准对坐标可以是与心脏10的表面模型相关联的坐标的绝对位置。例如，基准对绝对坐标可以定义心脏10的表面模型的移位位置。
构造模块73可以包括CRI 66，并且可由处理资源32执行，以从用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标构造基准环路。在示例中，基准环路可包括用于递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标，并且因此可以包括在整个心动周期中与心脏壁的位置中变化相关联的信息。在示例中，在基准环路中的每一个基准对坐标可用于确定在与心脏10的表面模型相关联的坐标中的移位。
计算模块74可以包括CRI 66，并且可由处理资源32执行以基于基准环路来计算阶段几何形状的查找表。在示例中，查找表可包括在表面模型的坐标中的移位以及心动周期的相关联心动阶段和/或相关联时间。因此，查找表可用于确定心脏10的几何形状以基于当前心动周期的当前心动阶段和/或与当前心动周期的当前心动阶段相关联的时间来显示。
移位确定模块75可以包括CRI 66，并且可由处理资源32执行，以基于查找表和心动周期的当前心动阶段来确定表面模型的坐标中的移位。在示例中，表面模型的坐标可以随着心动阶段的进展而移位，以使得表面模型反映与当前心动阶段相关联的心脏10的几何形状。例如，可以通过使用当前心动阶段和/或与当前心动阶段相关联的时间来查找在查找表中的坐标中的移位，进行在表面模型的坐标中的移位确定。在一些实施例中，基于心动周期的当前心动阶段，使用查找表可确定在心动周期期间心脏10的几何形状中变化的动画。在几何形状中变化的动画可以经由显示器23显示。
本文描述了多种设备、系统和/或方法的实施例。许多具体细节被阐述以提供实施例的整体结构、功能、制造和使用的透彻理解，如在说明书中描述和在附图中所示的。然而本领域的技术人员将理解，实施例可在没有此类具体细节的情况下实践。在其它实例中，众所周知的操作、部件和元件没有详细描述，以免淡化在说明书中描述的实施例。本领域中的普通技术人员将理解，本文描述和示出的实施例是非限制性的例子，并且因此可以理解的是，本文公开的具体结构和功能细节可以是代表性的，而不一定限制实施例的范围，本发明的范围仅由所附权利要求限定。
在整个说明书中对“多种实施例”、“一些实施例”、“一个实施例”或“实施例”等的参考，是指结合实施例描述的特定特征、结构或特性包括在至少一个实施例中。因此，在整个说明书中某些地方的短语“在多种实施例中”、“在一些实施例中”、“在一个实施例中”或“在实施例中”等的出现不一定全部指的是同一实施例。此外，特定的特征、结构或特性可以在一个或多个实施例中以任何合适的方式组合。因此，结合一个实施例所示出或描述的特定特征、结构或特性可以全部或部分地与一个或多个其它实施例的特征结构或特性组合，而没有限制。
将理解的是，参照操纵用于治疗患者的器械一端的临床医生，术语“近端”和“远端”可以在整个说明书中使用。术语“近端”指的是最靠近临床医生的仪器部分，而术语“远端”指的是位于最远离临床医生的部分。将进一步理解的是，为了简洁和清楚起见，空间术语诸如“竖直”、“水平”、“向上”和“向下”可相对于图示的实施例在本文中使用。然而，外科器械可以在许多取向和位置中使用，并且这些术语不旨在是限制性和绝对的。
尽管已经以一定程度的特殊性在上面描述了用于心动标测的确定和呈现跳动心脏的运动模型的至少一个实施例，但是本领域的技术人员可以对所公开的实施例做出多种更改，而不背离本公开的精神或范围。所有方向参考(例如，上部、下部、向上、向下、左、右、向左、向右、顶部、底部、上方、下方、竖直、水平、顺时针、逆时针)仅用于识别目的，以帮助本发明的读者的理解，并且不产生特别是对位置、方向或装置的使用限制。接合的参考(例如，附贴、附接、耦合、连接等)将被宽泛地解释并且可以包括元件连接之间的中间构件和元件之间的相对运动。因此，接合的参考不一定推断两个元件直接连接并彼此处于固定关系。意图是包含在上述说明或在附图中示出的所有主题应被解释为仅是说明性的而不是限制性的。可在细节或结构上改变，而不脱离所附权利要求定义的本公开的精神。
被说明为要通过引用加入到本文中的全部的或部分的任何专利、出版或其它公开材料仅以这样的程度被结合到本文中，即所结合的材料不与现有的定义、声明或在本公开中阐述的其它公开材料冲突。因此，并且在必要的情况下，本文明确阐述的公开内容取代通过引用结合到本文结合中的任何冲突材料。也就是说通过本文引用结合但与现有的定义、声明或在本文中阐述的其它公开材料冲突的任何材料或其部分将仅结合到这样的程度，即在该结合的材料和现有的公开材料之间没有冲突产生。

Claims (20)

1.一种呈现心脏的运动模型的方法，所述方法包括：
接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据；
将所述心动周期划分成递增阶段；
将与所述心脏壁运动相关联的所述位置数据分配给所述递增阶段；
采用计算装置，确定用于所述递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标，其中所述基准对坐标包括用于中间心动阶段的位置数据和用于参考心动阶段的位置数据；
从用于所述递增阶段中的每一个递增阶段的所述基准对坐标构造基准环路；以及
使用所述基准环路确定在所述参考心动阶段和所述中间心动阶段之间的已学习心动标测。
2.根据权利要求1所述的方法，其中确定在所述参考心动阶段和所述中间心动阶段之间的已学习心动标测包括计算阶段几何形状的查找表。
3.根据权利要求2所述的方法，进一步包括接收所述心脏的表面模型，其中所述心脏的表面模型对应于所述参考心动阶段。
4.根据权利要求3所述的方法，进一步包括使用阶段几何形状的所述查找表来将与所述心脏的表面模型相关联的坐标移位。
5.根据权利要求4所述的方法，其中将与所述心脏的表面模型相关联的坐标移位通过将心动阶段与在阶段几何形状的所述表中的阶段几何形状相关来确定。
6.根据权利要求1所述的方法，其中确定在所述参考心动阶段和所述中间心动阶段之间的所述已学习心动标测包括计算用于所述递增阶段中的至少一个递增阶段的所述心脏的几何形状。
7.根据权利要求1所述的方法，进一步包括使用所述已学习心动标测和当前心动阶段来确定当前心动标测。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述当前心动阶段基于先前心动阶段来确定。
9.根据权利要求7所述的方法，其中所述当前心动阶段基于在与所述先前心动周期的长度相关联的时间与自当前心动周期开始起的时间之间的比率来确定。
10.一种存储用于呈现心脏的运动模型的指令的非暂态计算机可读介质，由机器可执行的所述指令使所述机器：
接收与心动周期的末期舒张部分对应的所述心脏的表面模型；
接收在所述心动周期期间与心脏壁运动相关联的位置数据；
将所述心动周期划分成递增阶段；
基于与所述位置数据相关联的相应心动阶段数据，将与所述心脏壁运动相关联的所述位置数据分配给所述递增阶段；
确定分配给所述递增阶段中的每一个递增阶段的位置数据的平均值；
从所述平均化的位置数据确定用于所述递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标；
从用于所述递增阶段中的每一个递增阶段的所述基准对坐标构造基准环路；
基于所述基准环路计算阶段几何形状的查找表；以及
基于所述查找表和所述心动周期的当前心动阶段，确定在所述表面模型的坐标中的移位。
11.根据权利要求10所述的计算机可读介质，进一步包括基于所述心动周期的所述当前心动阶段而使用所述查找表来显示所述心脏的几何形状的可执行指令。
12.根据权利要求11所述的计算机可读介质，进一步包括基于所述心动周期的所述当前心动阶段而使用所述查找表来显示在所述心动周期期间所述心脏的几何形状的变化的动画的可执行指令。
13.根据权利要求10所述的计算机可读介质，其中可执行以接收所述心脏的表面模型的指令包括可执行以接收从成像系统得到的分段模型的指令。
14.根据权利要求10所述的计算机可读介质，进一步包括响应于在相邻递增阶段之间的所述当前心动阶段而内插所述基准对坐标的可执行指令。
15.根据权利要求10所述的计算机可读介质，其中所述基准对坐标从与所述心脏的表面模型相关联的坐标偏移。
16.根据权利要求10所述的计算机可读介质，其中所述基准对坐标是与所述心脏的表面模型相关联的所述坐标的绝对位置。
17.一种用于呈现心脏的运动模型的系统，包括：
计算装置，其包括处理器资源和存储器资源，所述存储器资源存储当由所述处理器资源执行时使所述处理器资源执行如下的计算机可读指令：
从操作性地连接到导管的传感器接收在心动周期期间与心脏壁运动相关联的运动样本，其中所述运动样本包含与所述心脏壁运动相关联的位置数据和与所述位置数据相关联的心动阶段数据；
将所述心动周期划分成递增阶段；
基于所述相应心动阶段数据，将所述位置数据分配给所述递增阶段；
基于所述分配的位置数据，确定用于所述递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标；
从用于所述递增阶段中的每一个递增阶段的基准对坐标构造基准环路；
确定包括阶段几何形状的查找表的用于所述心动周期的已学习心动标测；以及
基于阶段几何形状的所述查找表和当前心动阶段，显示当前心动周期的动画。
18.根据权利要求17所述的系统，其中所述基准对坐标包括用于中间心动阶段的位置数据和用于末期心动阶段的位置数据。
19.根据权利要求17所述的系统，进一步包括可由所述处理器资源执行的指令：
接收与所述末期心动阶段对应的心脏的表面模型；以及
通过阶段几何形状的所述查找表和所述当前心动阶段的使用，将所述表面模型的坐标移位。
20.根据权利要求19所述的系统，其中所述当前心动周期的动画通过在所述心动周期的每一个递增阶段内将所述表面模型的坐标移位来提供。
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