CN111386557B - 用于内腔导航的扁平化视图 - Google Patents
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Abstract
用于创建和使用(例如，用于导航)组织表面的扁平化(例如，曲率拉直的)3D重建的显示的方法，可选地包括对中空器官的内表面进行重建。在一些实施例中，对包括组织表面(例如，心脏腔室内表面)的3D表示的数据进行几何变换，从而允许基本上在扁平化重建的单一视图内呈现所述组织表面。在一些实施例中，在使用中在所述组织表面附近的导管探针被示出为处于与3D空间中足以允许导航的位置相对应的位置；例如，所述探针在所述扁平化重建视图中被示出为处于与所述探针实际靠近的区域相对应的视图区域附近。在一些实施例中，实现了在扁平化重建视图与源重建视图之间的自动和/或容易触发的手动视图切换。
Description
发明领域和背景
本披露的一些实施例涉及使用可在体内空间内导航的体内探针的医疗手术领域，并且更具体地涉及对导管手术过程期间获取的数据进行呈现。
心脏病和其他医疗领域中的几种医疗手术包括使用导管来达到组织以用于诊断和/或治疗，同时使手术侵入性最小化。用于导航导管并监测治疗的早期的基于成像的技术(诸如荧光镜检查)继续进行改进并且现在加入了诸如电磁场引导的位置感测系统等技术。对用于将患者的先前成像(例如，通过CT和/或MRI)的解剖学特征与电磁场感测的导管位置配准(registration)的技术的改进是正在进行的研究和开发的主题，例如，如Schwartz等人于2016年5月11日提交的国际专利申请号IB2016/052687和Schwartz等人于2016年5月11日提交的国际专利申请号IB2016/052692中所描述的。还描述了由导管探针进行体内感测以确定关于例如组织接触和/或损伤评估的信息(例如，Schwartz等人于2016年5月11日提交的国际专利申请号PCT IB2016/052690和Schwartz等人于2016年5月11日提交的国际专利申请号IB2016/052686)。
一般而言，本披露超出了医疗手术领域，或者甚至超出了对解剖学结构的可视化而扩展到对身体和物体表面的可视化的领域。
发明内容
披露了一种对身体的三维(3D)表面(例如内表面)的三维(3D)模型进行可视化的方法，所述方法包括：获得所述模型，其中，所述模型由模型表面上的对所述表面进行建模的点定义；在由所述模型表面围绕的体积内定义参考点；将展开变换应用于所述模型的所述点，以将所述点中的每一个变换为经展开模型的对应点，其中，所述变换具有将以所述参考点为中心的想象闭合表面(例如球体)变换为想象开放表面的效果，从而使得对于所述模型的每个点，所述想象闭合表面与所述点之间的法向距离基本上等于所述想象开放表面与所述经展开模型的所述对应点之间的法向距离；以及致使显示所述经展开模型的视图。
在一些实施例中，所述身体可以是动物或人类的内部器官的至少一部分。
在一些实施例中，所述身体可以是心脏腔室。
在一些实施例中，所述方法进一步包括：接收所述心脏腔室内的导管位置的坐标；将所述展开变换应用于所述心脏腔室内的所述导管位置的坐标，以获得所述导管位置的经变换坐标；以及致使将在所述经变换坐标处的所述导管的指示与所述经展开模型的所述视图一起显示。
在一些实施例中，所述身体的所述三维表面可以是不可展开的。
在一些实施例中，所述经展开模型的所述视图可以示出所述经展开模型的至少80％的点。
在一些实施例中，所述经展开模型的所述视图可以示出所述经展开模型的全部点。
在一些实施例中，所述展开变换包括减小所述模型的每个点关于所述参考点的方位角和倾斜角，以及增大所述模型的每个点与所述参考点之间的径向距离，可选地使得在所述展开变换后保留所述模型的两个点之间的长度。
在一些实施例中，相对于从所述参考点延伸并且穿过所述想象闭合表面上的第一表面参考点的第一线以及从所述参考点延伸并且穿过所述想象闭合表面上的第二表面参考点的第二线来定义所述模型的每个点的方位角和倾斜角，并且所述展开变换减小所述模型的每个点关于所述参考点的方位角和倾斜角。
在一些实施例中，所述展开变换通过将每个角度乘以某个因子来减小所述方位角和倾斜角，其中，所述因子为正且小于一。
在一些实施例中，所述展开变换包括减小所述模型的所述点的所述方位角和/或倾斜角。将理解的是，“减小”方位角和倾斜角包括减小所述角度的绝对值。也就是说，如果角度定义为负，则“减小”包括确定所述角度的绝对值，减小所述绝对值，以及将所述减小的角度取为所述减小的绝对角度的负数。得到的效果是将所有点成角度地朝着从所述参考点延伸的线移动。
在一些实施例中，所述因子由用户设置以控制展开程度，其中，最大展开程度表示零曲率的想象开放表面。
在一些实施例中，所述减小包括将所述方位角和/或倾斜角乘以展开因子0＜a＜1。所述方位角可以乘以第一展开因子α1，并且所述倾斜角可以乘以与所述第一展开因子不同的第二展开因子α2。所述第一展开因子和第二展开因子可以相同。
在一些实施例中，所述第一表面参考点和/或第二表面参考点可以由用户确定。
在一些实施例中，增大所述模型的每个点与所述参考点之间的所述径向距离包括添加以下两项的乘积：指示所述想象闭合表面的大小的值；以及所述因子的倒数与一之间的差。
在一些实施例中，所述想象闭合表面可以至少部分地在所述模型表面内。
在一些实施例中，所述想象闭合表面可以全部在所述模型表面内。
在一些实施例中，所述想象开放表面可以是以所述参考点为中心的球体的一部分。
在一些实施例中，所述想象开放表面可以具有非零曲率。
在一些实施例中，所述想象开放表面可以具有零曲率。
在一些实施例中，获得所述模型包括获得所述模型的所述点在极坐标中的表示，并且应用变换包括：使用摩尔威德(Mollweide)制图投影变换来变换方位坐标和倾斜坐标；将经变换的方位坐标和倾斜坐标乘以所述因子；以及使用所述摩尔威德制图投影变换的逆变换来变换所得到的相乘的经变换坐标。在一些实施例中，获得所述模型包括获得所述模型的所述点在极坐标中的表示，并且所述
变换包括所述模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标到所述经展开模型的对应点的相应第一笛卡尔坐标和第二笛卡尔坐标在所述想象开放表面上的制图投影。
获得所述模型的所述点在极坐标中的表示可以包括使用到极坐标的常规变换将所述模型的所述点的坐标变换为极坐标。
在一些实施例中，所述变换进一步包括将所述经展开模型的对应点的第三笛卡尔坐标定义为所述模型的点的径向坐标与所述想象开放表面上的与所述经展开模型的对应点的第一笛卡尔坐标和第二笛卡尔坐标相对应的第三笛卡尔坐标之和。
在一些实施例中，所述制图投影可以是Plate Carrée投影。
在一些实施例中，所述制图投影可以是摩尔威德投影。
在一些实施例中，所述方法进一步包括致使显示指示相对于动物或人类观察所述内部器官的一部分的方向的图标。
在一些实施例中，所述方法进一步包括经由用户界面接收对所述经展开模型的第一取向的指示，并且致使在经由所述用户界面指示的所述第一取向上显示所述经展开模型的视图。
在一些实施例中，所述方法进一步包括致使显示所述经展开模型的第二视图。
在一些实施例中，所述第二视图可以具有与所述第一视图的观察方向相反的观察方向。
在一些实施例中，所述第二视图可以具有与所述第一视图的观察方向垂直的观察方向。
在一些实施例中，所述方法进一步包括经由用户界面接收对所述经展开模型的第二取向的指示，并且致使在经由所述用户界面指示的所述第二取向上显示所述经展开模型的第二视图，例如使得在重叠时间段内显示这两个视图，或者使得一个视图接一个视图地显示并且在同一时间仅显示一个视图。
在一些实施例中，所述经展开模型的视图包括与时变信息的当前状态有关的信息。
在一些实施例中，所述时变信息在所述心脏腔室的后部和前部可能不同。
在一些实施例中，所述时变信息可以是电激活图。
在一些实施例中，所述时变信息可以是水肿图。
在一些实施例中，所述方法包括致使在多个不同的取向上同时显示所述经展开模型的多个视图。
在一些实施例中，致使显示包括致使在多个不同的取向上显示所述经展开模型的多个视图，其中，顺序地显示所述多个视图中的每个视图。换句话说，所述多个视图的视图一个接一个地显示，以提供所述经展开模型的视图的连续移动的效果。
在一些实施例中，所述方法进一步包括致使同时显示所述经展开模型的多个视图，其中，每个视图指示不同的展开程度。
在一些实施例中，所述模型的点可以从在所述身体内部进行的测量获得。
在一些实施例中，所述测量可能通过在所述身体内部的导管进行。
在一些实施例中，所述方法进一步包括：获得所述模型的附加点；通过将所述变换应用于所述附加点以将所述模型的每个附加点变换为所述经展开模型的对应附加点来计算更新的经展开模型；以及致使显示所述更新的经展开模型的视图，其中，所述更新的经展开模型包括所述经展开模型的附加点。
在一些实施例中，所述经展开模型的视图是预定义视图，其中，根据多个预定义观察参数中的至少一个显示所述预定义视图，所述多个预定义观察参数包括：所述因子；指示想象闭合表面的大小的值；所述想象闭合表面上的所述第一表面参考点和/或第二表面参考点；所述经展开表面的视图的取向。
在一些实施例中，所述方法进一步包括将所述经展开模型显示为在第一渲染方法中对所述心脏腔室的表面的一部分进行建模的中心模型与在第二渲染方法中对所述心脏腔室的其余部分进行建模的外围模型的组合，其中，所述外围模型散布在所述中心模型的外围。
在一些实施例中，所述方法进一步包括将所述心脏腔室的表面的第一部分定义为所述表面的位于切割表面一侧的一部分，并且将所述心脏腔室的表面的其余部分定义为所述表面的位于所述切割表面另一侧的一部分，其中，所述切割表面被定义为穿过期望的有利点并且垂直于期望的观察方向的表面。
进一步提供了一种呈现心脏腔室壁的表面的三维模型的方法，所述方法包括：确定观察点和观察方向；展开所述模型，使得所述表面的在切割表面后面垂直于所述观察方向穿过所述有利点的部分呈现在所述表面的在所述切割表面前面的部分的外围；以及将所述经展开模型与表示所述观察方向的图标一起显示。
进一步提供了一种用于使用根据一些方法的方法来显示模型的装置，所述装置包括用户界面，所述用户界面被配置成允许用户指示期望的有利点和期望的观察方向。
在一些实施例中，所述装置进一步包括显示器，所述显示器在得到的经展开三维模型附近示出观察方向的取向。
在一些实施例中，所述用户界面允许所述用户连续地指示不同的有利点和/或观察角度，并且所述显示器示出与所述有利点和/或观察角度同时变化的所述经展开模型。
还披露了一种装置，所述装置包括：输入模块，所述输入模块被配置成从导管接收信号，其中，所述信号指示由所述导管在心脏腔室内进行的测量；转换模块，所述转换模块用于将所述信号转换为定义模型表面的对所述心脏腔室的三维表面的三维模型进行建模的点的坐标，以及转换为所述心脏腔室内的导管位置的坐标；处理器，所述处理器被配置成将变换应用于所述模型的点，以将所述点中的每一个变换为经展开模型的对应点；以及显示器，所述显示器用于显示所述经展开模型的视图。
在一些实施例中，所述处理器可以被配置成执行根据本披露的一些实施例的方法。
在一些实施例中，所述装置可以进一步包括用户界面，所述用户界面被配置成从用户接收显示指令，其中，所述装置被配置成根据所述显示指令显示所述经展开模型的视图。
在一些实施例中，在所述心脏腔室内部进行的测量可以是电测量。
在一些实施例中，在所述心脏腔室内部进行的测量可以是磁性测量。
在一些实施例中，所述装置可以被配置成显示指示相对于人体观察所述经展开模型的方向的图标。
在一些实施例中，所述显示指令包括所述经展开模型的视图的取向。
在一些实施例中，所述装置可以被配置成显示所述经展开模型的第二视图。
在一些实施例中，所述显示指令可以包括所述经展开模型的第二视图的取向。
在一些实施例中，所述装置可以被配置成显示与时变信息有关的信息。
在一些实施例中，所述装置可以被配置成在多个不同的取向上同时显示所述经展开模型的多个视图。
在一些实施例中，所述装置被配置成在多个不同的取向上显示所述经展开模型的多个视图，其中，顺序地显示所述多个视图中的每个视图。
在一些实施例中，所述装置可以被配置成同时显示所述经展开模型的多个视图，其中，每个视图指示不同的展开程度。
还披露了一种系统，所述系统包括：导管，所述导管被配置成在心脏腔室内部进行测量；输入模块，所述输入模块被配置成从所述导管接收信号，其中，所述信号指示所述测量；转换模块，所述转换模块用于将所述信号转换为定义模型表面的对所述心脏腔室的三维表面的三维模型进行建模的点的坐标，以及转换为所述心脏腔室内的导管位置的坐标；处理器，所述处理器被配置成通过将变换应用于所述模型的点以将所述点中的每一个变换为经展开模型的对应点来计算经展开模型；以及显示器，所述显示器用于显示所述经展开模型的视图。
进一步披露了一种在其中具有导管的心房的三维表面的三维模型内对导管进行可视化的方法，所述方法包括：获得所述模型，其中，所述模型由模型表面上的对所述表面进行建模的点定义，并且其中，所述模型包括定义所述导管的远端在所述模型表面内部的位置的导管点；将展开变换应用于所述模型的点，包括应用于所述导管点，以将所述点中的每一个变换为经展开模型的对应点；以及致使显示所述经展开模型的视图，其中，所述经展开模型的视图包括所述经变换导管点处的标记，所述标记指示所述导管的远端的位置。
在一些实施例中，所述方法进一步包括：获得定义所述导管的远端在所述模型表面内部的新位置的新的导管点；将所述展开变换应用于所述新的导管点；以及致使显示所述经展开模型的视图，其中，所述标记被移动至所述变换的新导管点处，所述标记指示所述导管的远端的新位置。在一些实施例中，移动所述标记可以包括使所述标记从旧地点消失并且出现在新地点。
进一步披露了一种辅助医生引导导管探针在心脏腔室内部导航的方法，所述方法包括：获得其中具有所述导管探针的所述心脏腔室的经展开三维(3D)模型，可选地，所述经展开3D模型具有面向所述心脏腔室内部的模型的前表面和背离所述心脏腔室内部的模型的背表面；生成所述模型的第一视图，所述第一视图从第一方向示出所述模型；生成所述模型的第二视图，所述第二视图从与所述第一方向不同的第二方向示出所述模型；以及提供所述第一视图和所述第二视图用于同时显示。
在一些实施例中，所述方法包括：提供所述视图包括向单个显示面板同时提供所述两个视图。
在一些实施例中，所述方法包括：提供所述视图包括同时提供所述两个视图以并排显示。
在一些实施例中，所述方法包括所述第一方向与所述第二方向彼此垂直。
在一些实施例中，获得所述经展开模型包括：获得所述心脏腔室的折叠的3D模型，以及展开所述心脏腔室的折叠的3D模型。
在一些实施例中，获得所述心脏腔室的所述经展开3D模型包括：从所述导管探针接收电测量结果；以及基于从所述导管探针接收的电测量结果生成所述心脏腔室的所述经展开三维(3D)模型。
在一些实施例中，所述方法进一步包括：生成第三视图、示出所述心脏腔室的部分展开的3D模型、以及提供所述第三视图以供在与显示所述第一视图和所述第二视图的时间段重叠的时间段内显示。
进一步提供了一种辅助医生引导导管探针在心脏腔室内部导航的装置，所述装置包括处理器，所述处理器被配置成：获得其中具有所述导管探针的所述心脏腔室的经展开三维(3D)模型，所述导管探针背离所述心脏腔室的所建模的内部；生成所述模型的第一视图，所述第一视图从第一方向示出所述模型；生成所述模型的第二视图，所述第二视图从第二方向示出所述模型；提供所述第一视图和所述第二视图用于同时显示。
在一些实施例中，所述处理器被配置成向单个显示面板同时提供所述第一视图和所述第二视图。
在一些实施例中，所述处理器被配置成同时提供所述视图以并排显示。
在一些实施例中，所述处理器被配置成通过以下方式获得所述经展开模型：获得所述心脏腔室的折叠的3D模型，以及展开所述心脏腔室的折叠的3D模型。
在一些实施例中，所述处理器被配置成通过以下方式获得所述心脏腔室的所述经展开3D模型：从所述导管探针接收电测量结果；以及
基于从所述导管探针接收的电测量结果生成所述心脏腔室的所述经展开三维(3D)模型。
在一些实施例中，所述装置进一步包括显示器，所述显示器被配置成从所述至少一个处理器接收所述视图并且同时并排显示所述视图。
在一些实施例中，所述装置进一步包括导管探针。
在一些实施例中，所述导管探针包括被配置成与所述至少一个处理器通信的多个电极。
在一些实施例中，所述至少一个处理器进一步被配置成生成第三视图、示出所述心脏腔室的部分展开的3D模型、以及提供所述第三视图以供在与显示所述第一视图和所述第二视图的时间段重叠的时间段内显示。
进一步提供了一种显示面板，所述显示面板显示心脏腔室的3D模型的部分展开的视图。
进一步提供了一种装置，所述装置包括处理器，所述处理器被配置成获得心脏腔室的折叠的3D模型，并且部分地展开所获得的折叠的3D模型。
在一些实施例中，所述处理器被配置成通过接收来自所述心脏腔室内部的导管探针的电测量结果并且基于所述电测量结果生成所述折叠的3D模型来获得所述心脏腔室的所述折叠的3D模型。
在一些实施例中，所述装置进一步包括允许用户指示展开程度的用户界面，并且所述处理器被配置成将所获得的折叠的3D模型部分展开至经由所述用户界面指示的程度。
在一些实施例中，所述用户界面包括可调输入元件，并且当用户调整所述输入元件的位置时，所述折叠的模型根据所述输入元件的位置被展开到某个程度。在一些此类实施例中，所述输入元件可以是屏幕上的输入元件。
还披露了一种显示分布在弯曲表面上的浮凸细节的方法，所述方法包括：将所述浮凸细节重新分布在所述弯曲表面上，使得所述表面被划分为浮凸细节占据的占据部分和没有浮凸细节的自由部分；增大所述弯曲表面的曲率；以及显示曲率增大的弯曲表面的占据部分。
在一些实施例中，连接所述重新分布之前的浮凸细节的位置和所述重新分布之后的浮凸细节的位置的每个想象线不相交。
在一些实施例中，所述弯曲表面是不可展开的。
在一些实施例中，所述曲率增大后的所述占据部分的表面面积是所述曲率增大之前的整个表面的表面面积的一半至两倍。
在一些实施例中，所述弯曲表面是身体部分的表面的模型。
还提供了一种辅助医师执行导管插入过程的方法，所述方法包括：从导管接收数据；基于从所述导管接收的数据生成身体部位的弯曲表面的3D模型，所述模型包括分布在所述弯曲表面上的浮凸细节；将所述浮凸细节重新分布在所述弯曲表面上，使得所述表面被划分为浮凸细节占据的占据部分和没有浮凸细节的自由部分；增大所述弯曲表面的曲率；以及在所述导管插入过程期间向医师显示所述曲率增大的弯曲表面的占据部分。
如本领域技术人员将理解的，本文披露的实施例可以用于对任何类型的身体的内部三维表面的三维模型进行可视化。例如，所述身体可以是动物或人类的任何类型的内部器官或任何类型的身体内腔(例如，心脏腔室、血管、淋巴管、骨、膜、囊肿、胃肠道部分、肾/泌尿道部分、呼吸道部分、生殖道部分、眼、耳、CNS脑室、腹膜、和/或另一自然和/或人造空间(诸如植入物周围))。在本文披露的实施例中，心脏腔室用作可选地应用这种可视化方法的特定身体的示例。然而，应当理解，所述技术可选地应用于(根据需要而改变)任何身体或其一部分的内部三维表面。在一些实施例中，器官外表面(例如，心脏、肝、肾、脑和/或其(多个)部分，诸如右心房)的表示是扁平的。
除非另有限定，否则本文中使用的所有技术和/或科学术语具有如本披露所属技术领域的普通技术人员所通常理解的相同含义。虽然可以使用与本文描述的那些相似或等同的方法和材料来实践或试验实施例，但是下文描述了示例性方法和/或材料。在冲突的情况下，本专利说明书(包括定义)将占据主导。另外，材料、方法和示例仅是说明性的并且不旨在一定是限制性的。
如将由本领域技术人员理解的，本披露的各方面可以实施为一种系统、方法或计算机程序产品。因此，本披露的各方面可以采取完全硬件实施例、完全软件实施例(包括固件、驻留软件、微代码等)或者在本文中通常被称为“电路”、“模块”或者“系统”的组合软件和硬件方面的实施例(例如，可以使用“计算机电路系统”来实施方法)的形式。此外，本披露的一些实施例可以采取在一个或多个计算机可读介质中实施的计算机程序产品的形式，所述计算机可读介质具有在其上实施的计算机可读程序代码。本披露的一些实施例的方法和/或系统的实施方式可以涉及手动地、自动地或以其组合方式执行和/或完成所选任务。此外，根据方法和/或系统的一些实施例的实际仪器和设备，所选的几种任务可以通过硬件、软件、或固件和/或其组合、例如使用操作系统来实施。
例如，用于执行根据一些实施例的所选任务的硬件可以被实施为芯片或电路。作为软件，根据一些实施例的所选任务可以被实施为由计算机使用任何适合的操作系统来执行的多个软件指令。在示例性实施例中，根据如本文所述的方法和/或系统的一些示例性实施例的一个或多个任务通过数据处理器(诸如用于执行多个指令的计算平台)来进行。可选地，数据处理器包括用于存储指令和/或数据的易失性存储器，和/或用于存储指令和/或数据的非易失性存储装置(例如磁性硬盘和/或可移除介质)。可选地，还提供一种网络连接。可选地，还提供显示器和/或诸如键盘或鼠标等用户输入设备。这些实施方式中的任一者在本文中更一般地被称为计算机电路系统的实例。
一个或多个计算机可读介质的任何组合可以用于一些实施例。所述计算机可读介质可以是计算机可读信号介质或计算机可读存储介质。计算机可读存储介质可以是例如但不限于电子、磁、光学、电磁、红外或半导体系统、装置或设备、或者前述内容的任何适合的组合。计算机可读存储介质的更多具体示例(非穷举列表)将会包括以下各项：具有一条或多条导线的电气连接、便携式计算机软盘、硬盘、随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可擦除可编程只读存储器(EPROM或闪存)、光纤、便携式致密盘只读存储器(CD-ROM)、光学存储设备、磁存储设备或者前述各项的任何适合的组合。在本文件的背景下，计算机可读存储介质可以是可以包含或存储用于由指令执行系统、装置或设备使用或与指令执行系统、装置或设备结合使用的程序的任何有形介质。
计算机可读信号介质可以包括具有在其中(例如，在基带中或作为载波的一部分)实施的计算机可读程序代码的传播数据信号。这种传播信号可以采取多种形式中的任何一种，包括但不限于，电磁的、光的或其任何合适的组合。计算机可读信号介质可以是并非计算机可读存储介质并且可以传送、传播或输送用于由指令执行系统、装置或设备使用或与指令执行系统、装置或设备结合使用的程序的任何计算机可读介质。
被具体化在计算机可读介质上的程序代码和/或由其使用的数据可以使用以下任何适当的介质传输，包括但不限于无线、有线、光纤电缆、RF等、或者前述内容的任何合适的组合。
用于执行一些实施例的操作的计算机程序代码可以用一种或多种编程语言的任何组合来编写，所述一种或多种编程语言包括面向对象的编程语言(诸如Java、Smalltalk、C++等)以及常规的程序化编程语言(诸如“C”编程语言或类似的编程语言)。程序代码可以完全在用户的计算机上执行、部分地在用户的计算机上执行、作为独立的软件包执行、部分地在用户的计算机上执行并且部分地在远程计算机上执行、或完全在远程计算机或服务器上执行。在后一种情况下，远程计算机可以通过包括局域网(LAN)或广域网(WAN)的任何类型的网络连接到用户的计算机，或者可以进行到外部计算机的连接(例如，使用互联网服务提供商通过互联网)。
下文可以参考根据实施例的方法、装置(系统)和计算机程序产品的流程图图示和/或框图来描述一些实施例。应该理解的是，流程图图示和/或框图中的每个框以及流程图图示和/或框图中的框的组合可以由计算机程序指令实施。这些计算机程序指令可以提供到通用计算机、专用计算机或其他可编程数据处理装置的处理器以产生机器，使得经由计算机或其他可编程数据处理装置的处理器执行的指令创建用于实施流程图和/或框图的一个或多个框中指明的功能/动作的装置。
这些计算机程序指令还可以存储在计算机可读介质中，所述计算机可读介质可以指导计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备以特定方式起作用，使得存储在计算机可读介质中的指令产生制造制品，所述制造制品包括实施流程图和/或框图的一个或多个框中指明的功能/动作的指令。
计算机程序指令还可以被加载到计算机、其他可编程数据处理装置或其他设备上，以使一系列操作步骤在计算机、其他可编程装置或其他设备上执行从而产生计算机实施的过程，使得在计算机或其他可编程装置上执行的指令提供用于实施流程图和/或框图的一个或多个框中指明的功能/动作的过程。
附图说明
本文仅通过示例的方式参考附图描述了一些实施例。现在详细地具体参考附图，所强调的是，所示的细节是示例性的、并且是出于阐释讨论实施例的目的。例如，尽管下文描述了内表面的可视化，但是本披露同样地适用于其他表面，例如身体的外表面。在这方面，结合附图进行的描述使得本领域技术人员清楚可以如何实践实施例。
在附图中：
图1A示意性地表示根据本披露的一些实施例的以其通常的3D形状表示的左心房的解剖学特征。
图1B示意性地表示根据本披露的一些实施例的展开成扁平化形状的左心房的解剖学特征；
图1C示出根据本披露的一些实施例的以其通常(未扁平化)的3D表示来表示的左心房内腔表面的重建；
图1D是根据本披露的一些实施例的图1C的源重建的扁平化表示的视图；
图1E是概述根据本披露的一些实施例的产生扁平化表示的图像的方法的流程图；
图1F是概述根据本披露的一些实施例的产生扁平化表示的方法的流程图；
图1G是概述根据本披露的一些实施例的确定弯曲身体器官表面的表示的取向的方法的流程图；
图2A示出根据本披露的一些实施例的左心房解剖结构的扁平化表示视图；
图2B示出根据本披露的一些实施例的图2A的视图，其中附加标记指示消融点和导管探针；
图3示意性地表示根据本披露的一些实施例的包括叠加的激活图的左心房解剖结构的扁平化表示；
图4示意性地表示根据本披露的一些实施例的导管探针的导航情况，所述导管探针被表示为相对于左心房的扁平化表示视图而进行移动；
图5A至图5B示意性地表示根据本披露的一些实施例的导航目标的指示，所述指示为相对于扁平化重建视图移动的导管探针距表面的距离和/或方向；
图6A至图6B分别示出了图1C至图1D的视图以及导管探针的位置指示。
图7A至图7B示出了根据本披露的一些实施例的在不同倾斜角度下观察的图1D和图6B中所示的相同的扁平化表示；
图8A至图8B展示了根据本披露的一些实施例的具有轮廓重叠的、左心房的未扁平化和扁平化的表示；
图9A示出了根据本披露的一些实施例的身体部位重建的3D表示的平面分割；
图9B至图9C示出了根据本披露的一些实施例的看向身体部位重建的两个分割部分的视图；
图10A至图10D示出了根据本披露的一些实施例的重建的左心房内部的一系列标准相机类型视图；
图11A至图11D示出了根据本披露的一些实施例的右心房的不同扁平化表示；
图12呈现了根据本披露的一些实施例的基于使用基于场梯度的远程成像获取的数据的左心房的详细扁平化表示；
图13示意性地表示了根据本披露的一些实施例的用于产生扁平化表示的系统；
图14A至图14E示意性地展示了根据本披露的一些实施例的预扁平化和后扁平化全局曲率和浮凸细节的不同2D示例。
图15A至图15D示意性地展示了根据本披露的一些实施例的在右心房(图15A至图15B)和左心房(图15C至图15D)的扁平化表示视图上可见的特征；
图16A展示了根据本披露的一些实施例的左心房的形状的三角形网格划分；
图16B至图16E展示了根据本披露的一些实施例的图16A的三角形网格划分的不同扁平化；以及
图17A至图17B各自示出了根据本披露的一些实施例的从早期测量阶段图和基于一组累积的腔内电压测量结果的后期测量阶段更精细的身体内腔壁结构图产生的一系列扁平化3D图像。
图18展示了对身体的内部3D表面的3D模型进行可视化的方法。
图19展示了被配置成执行本文所讨论的任何一种方法的装置的实施方式。
图20展示了用于对内部3D表面的3D模型进行可视化时使用的展开变换方法。
图21展示了用于对内部3D表面的3D模型进行可视化时使用的展开变换方法的框图。
图22A至图22C展示了图20中展示的针对极坐标中定义的模型的点的展开变换的示例。
图23展示了根据本发明的一些实施例的心脏腔室的经展开模型的观察布置的示例显示。
图24A至图24E示出了处于五个不同的展开程度的心脏腔室的经展开模型。
具体实施方式
本披露的一些实施例涉及使用可在体内空间内导航的体内探针的医疗手术领域，并且更具体地涉及对导管手术过程期间获取的数据进行呈现。
概述
本披露的一些实施例的一方面涉及用于显示组织表面的扁平化表示的方法和系统；并且在具体实施例中，涉及显示中空器官(体腔)的内表面的扁平化表示。表面可选地从其两侧中的一侧或两侧来呈现：例如，可以从表面的外侧或内侧(在本文中也分别称为“心外膜”视图和“心内膜”视图)呈现中空器官的所表示内表面以用于观察。从一些观察角度，可以观察到内表面的外部视图的一部分以及内表面的内部视图的一部分。在一些实施例中，表示了外部组织表面。
在一些实施例中，包括弯曲身体组织表面(例如，身体器官或其一部分的表面)的3D表示(即，具有宽度、长度和深度的表示)的数据经历几何变换，这导致不同的表示，其也是3D(具有宽度、长度和深度)的，但是可能更好地适合于基本上在单一视图内显示器官表面和可选地由器官表面定义的体积。本文中，通过这种变换获得的结果被称为“扁平化重建”。形状的“重建”、“3D表示”或“3D模型”(如本文可互换使用的术语)包括存储在计算机存储器中的数据结构，所述数据结构指定定义形状的表面的位置的3D坐标。
此外，重建(3D表示、3D模型)可以是“扁平的”。这在本文中也称为“曲率拉直(curvature-straightened)”，“相对拉直(relatively straightened)”和“铺展(unrolled)”。还在本文中，曲率的“减小”是指使曲率相对更直和/或更平缓。在扁平化3D模型的情况下，从某种意义上来说，扁平化是指第一(或“源”)3D表示的围绕某个参考点和/或路径弯曲延伸的表面(在第二/修改或“扁平化”的3D表示中)被转换到相对拉直的表面。执行变换使得在通过扁平化相对拉直(减小)全局曲率的同时，保留沿弯曲表面分布的浮凸细节。此外，在一些实施例中，进行扁平化以使得源3D模型的体积中远离表面的其他位置也被变换，并且在扁平化3D表示内具有对应的位置。在一些实施例中，变换是1:1，使得扁平化3D模型中的位置唯一地对应于源3D模型中的位置。例如，这可以与从源3D模型投影的2D图像形成对比，所述2D图像将表示通过一系列深度位置折叠到单一像素或其他2D图像区域。然而，扁平化3D模型可以进而被转换为图像(诸如，2D图像)以进行观察。中间扁平化3D模型相对于源3D模型直接投影到图像的潜在优点在于允许基本上以其整体呈现表面，同时表面的特征在观察视角的变化(例如，虚拟相机的有利点的变化)时保持与物体在观察者的视野中的正常行为相对应的特性。这可以辅助观察变化图像的人保持特征持久性的感觉。例如，缩短、改变大小和/或相互屏蔽的变化表现得与普通视野中的任何正常物体的行为几乎一样，使得扁平化3D模型的各个部分之间的关系保持视觉上清晰。与此相反，改变鱼眼镜头类型视图(例如，将2π球面度或更多的立体角视图投影到2D图像的视图)的观察视角会导致图案变化失真(具体地，当特征靠近图像边缘时存在径向压缩)，这可能使得更加混乱。当观察视角改变时，这可能干扰特征的识别和/或特征被识别为同一个特征。在一些实施例中，从扁平化3D模型生成的图像用于实时应用，例如，通过在扁平化3D模型内的某个位置处放置指示来可视化探针在所建模空间内的导航，当图像是从扁平化3D模式制作的时，所述指示转换为探针相对于扁平化3D模型中的其他特征的位置的指示。为了更好地匹配视觉物体的正常行为，图像可以潜在地帮助用户在正在导航的空间中保持方向感。
可选地，由诸如球体、椭球体、参数化曲线(例如，贝塞尔曲线)、球面谐波的组合、和/或被变换回到空间域的表面的傅立叶变换的长波长频域分量等函数来定义旨在通过扁平化进行拉直的全局曲率。由这种函数定义的表面在本文中也称为“具有全局曲率的表面”。在一些实施例中，全局曲率至少部分地隐含在对在扁平化期间使用的坐标系的选择中；例如，在一些实施例中，球形全局曲率隐含在对包括将球坐标系中的坐标值直接转换为笛卡尔坐标系的坐标值的变换的选择中。本文中，扁平化变换也称为“展开”。所述术语从某种意义上来说产生于在源3D模型中围绕某个中心区域弯曲的表面“裹绕(wraps around)”该中心区域；并且当创建扁平化3D模型时，同一个表面被有效地扁平化以使得中心区域不再被表面包围。然而，应当理解，在一些实施例中，源3D模型的体积中远离展开表面的其他区域也通过“展开”被变换。
浮凸细节包括例如具有距参考点的距离的细节，所述距离与具有全局曲率的表面分开地变化。例如，浮凸细节的深度可以线性地添加到球坐标或另一坐标系中的全局曲率的深度。对用于产生扁平化重建的全局曲率的选择(和/或对全局曲率进行建模的方法的选择)可选地受到要保留或抑制的重建细节(浮凸细节)的结构的影响：例如，比例和/或形状。只要全局曲率遵循源重建中的某个细节的形状，该细节就将倾向于在扁平化重建中被抑制。
在扁平化重建和/或其视图中由浮凸细节的深度表示的浮凸细节可选地在宽度、长度和/或深度的尺寸上失真(至少在一些地方)一定量；例如，作为用于产生扁平化重建的变换的副产品。在一些实施例中，扁平化重建中的宽度和长度对应于源重建中的球面角位置。
可选地(例如，当源重建基本上围绕参考点时)，扁平化包括引入一个或多个不连续性，例如与源重建相比在扁平化重建中的“切口”。可选地，在扁平化重建和/或其视图中通过复制(例如，通过在不连续性的边缘处连结(可选地利用反射或另一操作)来自重建的另一部分的数据)来抑制不连续性。另外地或可替代地，只要扁平化重建本身是计算机存储器中的数据结构(和/或是其一部分)，其就不一定受到3D空间的限制的约束。具体地，在存储器中被表示为扁平化并且在所有方向上都是周向连续(例如，被结构化为一个或多个圆形链表，从而给出数据结构的球形、环形、无限平面或另一类型的逻辑连续拓扑)的扁平化重建不一定存在固有的矛盾。然而，在准备可观察图像的某个阶段，通常引入至少一个不连续性，使得图像本身可以是扁平的、或至少包含在有限的观察角度内(例如与如可以使用一些虚拟现实显示设备获得沉浸式和360度4π球面度围绕图像相反)。为了便于讨论，本文的示例假设在产生扁平化重建的过程期间引入切口。在一些实施例中，引入不连续性，使得其将扁平化3D模型的与弯曲身体组织表面在变换之前的两个不同且相邻部分对应的两部分分离(通过在其间引入不连续性)。
得到的扁平化重建和/或其视图可以被认为是“准2D”的；应当理解，“准”表明保留了相对特征深度(例如，距参考点的距离)的3D表示。
在一些实施例中，扁平化重建的“视图”包括示出扁平化重建的2D或3D图像。所述视图可选地被视为图像本身(例如，计算机存储器中的数字图像)和图像的显示和/或其他表示(例如，打印输出和/或3D打印的物体)中的任一者。
应当注意，在一些实施例中，通过例如在产生图像或示出扁平化重建的另一视图的过程中将函数迭代地应用于源重建的多个部分(例如，各个数据点)，可以将扁平化重建作为一组中间结果分段产生。在此类实施例中，扁平化重建不一定全都一次存储在计算机存储器中。出于本文的描述和要求保护的目的，此类实施例中的中间结果的聚合也应被视为包括“扁平化重建”，并且还等同于在扁平化重建的计算机存储器中的存储(其中，术语“计算机存储器”的范围包括板载处理器寄存器)，尽管可选地是串行的。产生扁平化重建的任何给定中间结果也应当被认为包括“扁平化重建”和在扁平化重建的计算机存储器中的存储，尽管是部分重建。
在一些实施例中，相对扁平化创建了基本上扁平的表面(即，曲率实际上为零，或者比源重建具有的曲率小得多)。在一些实施例中，扁平化保留一些全局曲率。可选地，扁平化的测量可以被表示为与用于表面的源3D表示的最佳拟合球体相比最佳地拟合扁平化重建(例如，使其平均距离最小化)的球体的半径增大。半径增大针对基本上未改变大小的表面特征(例如，平均相同)来确定。在一些实施例中，该半径增大为至少2倍，并且优选地为至少5倍。可选地，源3D表示的最佳拟合球体被认为定义了相对扁平的全局曲率。
在一些实施例中，弯曲身体组织表面围绕参考点延伸至少135°、180°、270°、并且优选地360°。参考点应当被理解为弯曲身体组织围绕其延伸的体积的中间附近(例如，其中心50％内)。例如，为了确定弯曲表面的角范围：在一些实施例中，弯曲表面通过半径小于所述表面与参考点之间的最小距离的大约两倍的球体来最佳拟合。另外地或可替代地，弯曲表面围绕其延伸的参考点位于具有半径r的最佳拟合球体内、距最佳拟合球体的中心小于r/2的距离处。
在一些实施例中，在完整源重建的大区域(例如，源重建中的表面的至少70％、80％、90％、95％或另一分数——即，表面的形状可选地覆盖从源重建内的参考定位的立体角的至少2π、2.5π、3π、3.5π或4π球面度)上对扁平化重建进行扁平化。扁平化3D模型中的建模可以包括在源3D模型中表示的体腔表面的基本上所有形状。扁平化重建视图可选地是整个扁平化重建，和/或扁平化重建的任何合适部分(例如，小于70％、小于50％、或另一分数)。可选地，视图放大到诸如肺静脉口等特定特征，或者甚至被调整到从浮凸细节(例如，血管)本身内的视点。在一些实施例中，扁平化重建内的尤其针对以低角度和/或距离失真来显示的区域包括(在相应的源重建中，并且相对于参考点)彼此间隔开至少90°、至少120°、至少135°、至少150°、或至少另一角度的多个区域(可选地连续或分开)。
在一些实施例中，针对性区域内的距离失真(例如，在扁平化重建本身中、和/或比较弯曲和扁平化重建的对应视图中具有相同大小的两个特征)包括小于约1％、小于约3％、小于约5％、小于约10％、小于约8％、或小于另一个更大、更小和/或中间数字的相对距离失真。在一些实施例中，针对性区域内的角度失真(例如，在对应的3D视场中彼此平行延伸的线的所表示角度的差)包括小于约1°、小于约3°、小于约5°、小于约8°、小于约10°、或小于另一个更大、更小和/或中间角度的角度失真。在一些实施例中，总角度和/或距离(例如，相对于从目标区域内选择的参考大小和/或角度)失真的至少70％、80％、90％、95％、98％或另一量集中在目标区域之外。在一些实施例中，总角度和/或距离失真的相对含量(每单位面积的平均失真相对于从目标区域内选择的参考大小和/或角度)的比率至少为4:1、5:1、10:1、20:1、或至少另一个比率，其中，目标区域与目标区域外的区域相比具有较小的相对失真含量。在一些实施例中，针对性区域本身(在总面积中，无论是否连续)在扁平化重建视图中对着总表示面积的至少15％、25％、33％、40％、50％或另一分数。
在一些实施例中，扁平化3D模型中的表面上的失真量(例如，与源3D模型相比，在大小百分比变化方面的失真量)跨扁平化3D模型的例如从模型的一侧移动到另一侧的直线性区域基本相同(例如，在大小百分比差异方面)。在一些实施例中，给予用户在扁平化期间管理失真的手段；例如，选择关键位置的位置，诸如在哪里进行切割。
重建的弯曲身体组织表面包括例如身体内腔(例如，心脏腔室、血管、淋巴管、骨、膜、囊肿、胃肠道部分、肾/泌尿道部分、呼吸道部分、生殖道部分、眼、耳、CNS脑室、腹膜、和/或另一自然和/或人造空间(如植入物周围))的内表面，并且参考点位于重建的身体内腔的中间附近。在本文披露的实施例中，左心房用作可选地应用这种可视化方法的特定中空器官(体腔)的示例。然而，应当理解，所述技术可选地应用于(根据需要而改变)任何中空器官或其一部分的内部。在一些实施例中，器官外表面(例如，心脏、肝、肾、脑和/或其(多个)部分，诸如右心房)的表示是扁平的。
在一些实施例中，通过在左心房(LA)中的消融、通过形成一个或多个闭合的损伤线来治疗心房颤动，这些损伤线基本上将一个或多个肺静脉(PV)与它们所连接的周围心脏组织隔离。在典型的手术中，目标是以这种方式隔离所有PV。单个消融线可以环绕一个PV或多个PV。
同时观察身体部分的大部分弯曲表面的潜在优点在于呈现所针对区域的统一印象，例如以便进行治疗递送。然而，在没有将源表示变换为扁平化表示的情况下，获得这样的同时视图会引起不同的潜在问题。
例如，关于LA中的PV的消融治疗：当通过典型的视场角(例如，对着60°、50°、40°、30°或更小)在3D中观察LA时，无论选择何种观察方向，要隔离的区域的一些可变部分都可能永久地隐藏和/或可变地失真。从靠近LA壁的有利点来看，目标细节可能在视场范围之外。从远离LA壁的目标侧、但仍然“在内腔内”的有利点来看，一些目标细节可能仍然在视场之外，和/或由于内腔壁的曲率而失真。利用更大的角度视场，更多的目标细节可能变得明显，但是会带来视场边缘附近的失真增加——如果视场的中心移动，则失真可能会显著改变。从LA之外的有利点来看(例如，使近端壁透明以使得可以看到更远端壁的内部目标细节)，一些目标细节可能因透明度而隐藏和/或被缩短以使其变得难以区分。
此外，用于定义(例如，渲染到2D图像)重建视图的模拟照明可以包括着色(阴影)效果以提供深度感。但是，模拟固定光源位置的弯曲表面的着色可能导致一些特征取决于它们的一般位置而相对照明过亮或照明不足，从而使得难以进行比较。另一方面，改变光源可能导致特征外观的显著变化(并且可能使其混乱)。
实际上，为了在保持工作区视图的同时在PV周围进行消融，来自模拟的内部相机有利点的视图通常保持接近“自然”视场角(例如，30°至60°，和/或类似于显示器的角大小)。旋转有利点以根据需要观看针对性区域的新部分。在此类条件下使用的旋转次数通常约为8次来围绕一个PV闭合圆。实际上，这通常由助理医师或技术人员执行，其根据操作医师的请求来移动视图。该方法的潜在缺点在于它可能在房间中需要额外人员，伴随着潜在的额外费用、培训要求、调度要求(例如，以确保人员同时可用)和/或手术复杂性。
一些实施例的一方面涉及使用身体组织表面的扁平化表示的显示。所述使用可选地包括在映射期间使用从体内探针收集的数据更新扁平化表示和/或引导体内探针本身的导航，所述体内探针被示出为在包括扁平化重建的场景(空间)内移动。
在一些实施例中，体内探针的位置从源坐标变换为用于与扁平化重建的视图一起指示体内探针的位置的一组新坐标。
在一些实施例中，扁平化重建和/或其一个或多个视图在交互式手术期间创建并迭代地更新，所述交互式手术根据在进行测量的导管探针在所表示的身体表面附近(例如在由身体表面界定的内腔内)导航(移动)的同时获取的数据来重复变换和图像产生/显示。
在一些实施例中，更新包括改变扁平化重建以包括新表面位置数据，例如，使用由导管探针本身进行的测量(例如，电、磁和/或超声测量)确定的位置数据。可以通过更新源重建并将其进行变换以提供更新的扁平化表示、和/或通过变换新数据并将直接变换的新数据添加到现有扁平化重建来实施这种包括。可选地，当获取新位置数据时，更新是自动的并且可选地是连续的。可选地，手动发起更新和/或可以手动暂停更新，例如，为了在手术的关键阶段期间显示的稳定性。
可选地，事件(诸如消融点)和/或除表面位置之外的测量结果(诸如功能数据)的指示与扁平化重建一起示出，可选地被示出为在新事件发生和/或测量结果被收集时进行更新。
在一些实施例中，仅使用可用位置数据的一部分来进行更新。例如，通过省略较早的数据，可以可选地获得扁平化重建视图，其指示可能已经随时间改变的当前表面状态——诸如不同的血管直径、由于心律失常引起的心脏腔室大小变化、或另一个变化的特征。可选地，(例如，针对呼吸和/或心跳的特定阶段)使用选通来选择用于包括在扁平化重建中的可用数据。
另外地或可替代地，在一些实施例中，更新包括例如通过改变视角、距离或其他观察参数来改变从扁平化重建创建的视图。可选地，视图改变例如响应于导管手术的事件(诸如靠近和/或接触所表示的组织表面)而自动发生。另外地或可替代地，在一些实施例中，视图改变由操作员手动控制。
在一些实施例中，在单一合适的扁平化重建视图中示出要处理的表面通过允许参与体内探针(例如，导管探针)的导航的单一操作员对系统的可操作性而提供了潜在的优点。
可选地，最初为手术(例如，在某个体腔内进行的手术)定义扁平化重建的视图，并且在此之后，可以在使用体内探针进行体腔内的导航时同时看到整个体腔表面，而无需进一步观察参数调整(但是可选地，在描述体腔表面的新数据变得可用时用所述新数据来交互式地更新扁平化重建和视图)。
可选地，在体内探针导航期间同时显示扁平化重建和源重建视图(可选地，仅在视图中示出扁平化重建)。在一些实施例中，扁平化视图与源视图之间的转变容易由单一用户控制(例如，使用脚踏板、和/或由导管探针的位置触发)。所述过渡可选地是平滑的，例如，包括从源重建“铺展(unrolling)”到扁平化重建，并且可选地再次“卷(rolling)”回来。另外地或可替代地，这可以被描述为在一系列增大的平均曲率半径上产生一系列扁平化重建的视图。平滑过渡潜在地有助于保持物体恒定感。
在一些实施例中，通过基于当前条件的算法自动地控制当前视图的过渡和/或另一方面的触发。在一些实施例中，3D视图是从导管的视点来看的(例如，使得没有任何将要处理的部分被隐藏在视图之外)。在一些实施例中，3D视图来自面向要治疗部位的视点，并不遵循导管的移动。然而，可以在3D视图上象征性地表示导管移动。在一些实施例中，医师在扁平化重建视图上标记要治疗的部位，并且例如当导管靠近标记部位时或者当医师例如通过踩下踏板请求这种切换时，扁平化重建视图自动切换到面向标记部位的3D视图。在视图之间自动切换时考虑的参数可选地包括例如距组织壁的距离、前进方向、手术阶段(例如，在单一消融线内的两个不同的子损伤消融之间，和/或在两个不同的消融线之间切换)。
在一些实施例中，例如，切换算法被配置成当导管探针被用户导航远离组织壁时呈现扁平化重建视图的概览，并且当用户靠近组织壁和/或主动参与诸如消融等治疗时呈现3D视图。
在一些实施例中，监测由一个或多个用户进行的手动视图切换的使用，并将其用作训练机器学习算法的输入以判断在不同情况下优选哪个视图。可选地，使用来自具有不同经验阶段、和/或表现出不同的使用样式集群(例如，基于根据探针位置和/或其他手术参数的所选视图中的差异的统计集群)的用户的输入来执行机器学习，使得可以向操作员呈现最适合他们自己的使用模式的自动视图切换的选择。
本披露的一些实施例的一方面涉及确定源重建的取向，可选地为产生扁平化重建做准备。
在一些实施例中，确定重建(例如，源重建)的解剖学取向，例如作为产生扁平化重建的过程的一部分。例如，当在源重建中表示的数据(例如，描述左心房的内腔的数据)的一般解剖学原点最初已知、但仍然存在关于重建如何定向的未知的、不清楚的和/或近似的某些细节(例如，关于解剖结构的界标特征)时，这可能是有用的。此外，即使当取向相对于某个参考坐标系是已知的时，个体解剖结构的变化也可能影响哪个取向框架对于生成扁平化重建和/或重建的显示是优选的。
在一些实施例中，基于表面区域的一个或多个度量来确定取向，所述一个或多个度量是根据表面的3D表示(可选地是扁平化表示或未扁平化表示)确定的。在一些实施例中，所述度量基于深度和/或距离信息。例如，距某个参考点相距较远的位置被赋予与更靠近所述参考点的位置不同(例如，更大)的权重。然后将权重与一个或多个规则结合使用以确定取向。例如，在预期相对较深(更远并且例如接收更多权重)的感兴趣特征(和/或其簇)沿着公共线落下的情况下，规则可以指定该公共线提供定向参考。在另一个示例中，规则可以指定两侧的权重平衡的位置处的线提供另一个定向参考。例如，进一步的规则例如可以应用于解决潜在的模糊性(例如，在两个或更多个位置满足某个标准的情况下)。一旦确定了定向参考，它们就可选地用于定向重建视图的显示。在一些实施例中，基于定向参考确定要在源重建的扁平化期间引入不连续性(切口)的位置。
所定义和使用的规则可选地根据不同解剖学定位的特性解剖结构而变化。例如，适用于左心房的规则可选地考虑肺静脉、左心耳、和/或二尖瓣的典型位置和/或簇。适用于右心房的规则可选地考虑上腔静脉和下腔静脉、冠状窦、和/或三尖瓣的典型位置和/或簇。
在详细解释本披露的至少一个实施例之前，应当理解，本披露在其应用上不一定限于在以下描述中阐述和/或在附图中展示的部件和/或方法的构造和布置的细节。本披露能够具有其他实施例或以各种方式来实践或执行。
对3D内腔形状的重建的扁平化
现在参考图1A，其示意性地表示根据本披露的一些实施例的以其通常的3D形状表示的左心房2的解剖学特征。在图1A中，左心房2被表示为球状。
示出了肺静脉10的根部和二尖瓣12的定位。还表示了消融线14，其两半一起环绕最左侧两个肺静脉10的根部。消融线14的较近一半和较远一半用不同的虚线表示。
还示出了在图1B的描述中进一步参考的箭头11A、11B和参考点21、22、23。
现在进一步参考图1C，其示出根据本披露的一些实施例的以其通常(未扁平化)的3D形状表示的左心房2的重建。
二尖瓣12、和肺静脉10的根部也在图1C中与左心耳(LAA)15一起示出。还示出了在图1D的描述中进一步参考的箭头11C、11D、11E和参考点21。
图1A和图1C分别指示了线13A和13，左心房2的3D内腔形状沿所述线打开(即，虚拟切口，引入不连续性)以产生图1B和图1D的扁平化重建视图。应当注意，如关于图1B和图1D所解释的，在扁平化时线13A和13的表示略有不同。
对于取向，图1A和图1C的参考点21在图1B和图1D中被示出为在每个扁平化重建视图的相应中心处。
现在参考图1B，其示意性地表示根据本披露的一些实施例的展开成扁平化形状的左心房2的解剖学特征。图1B表示图1A的心房2的扁平化重建视图。
在产生图1B中示意性地示出的重建时所使用的扁平化变换中，大致好像左心房壁在两侧从图1A的视图的中心部分地向上(例如，沿着从参考点22和23向上延伸的线)被撕裂，并且被展开以供观察。图1A至图1B的箭头11A至11B表示图1A的球面角坐标被映射到图1B的笛卡尔轴。应当注意，参考点22、23成为扁平化重建视图的拐角。二尖瓣12的位置位于所述视图的边缘之外，使得图1B的两个横向边界(在点22与23之间延伸)对应于二尖瓣12的圆周。切割线13A被定向成跨图1B的视图的顶部和底部。
在图1B的扁平化重建视图中，整个消融线14现在同时并且从同一侧可见。这在可以在单一扁平化重建视图中看到左心房2的更多内表面的程度上展示了扁平化重建视图的潜在优点。在一些实施例中，另一个潜在的优点是当导管探针在消融线的任何部分附近移动时导管探针保持在图像中，因为可选地在视图中还在扁平化重建之上表示了体积，导管探针的表示可以放置到所述体积中。
现在进一步参考图1D，其是根据本披露的一些实施例的从图1C的源重建扁平化的扁平化重建的视图。在图1D中，使用了与图1C略有不同的变换。在这种扁平化重建中，图1C的小区域16A、16B沿着视图的下边界和上边界拉伸，同时由切口13产生的边缘沿着该扁平化重建视图的横向侧面延伸。除了诸如二尖瓣12、肺静脉10和左心耳15等特征之外，还示出了经中隔17(在卵圆窝的位置处)。
应当注意，尽管变换使图1C的重建“扁平化”，但是在扁平化重建中保留了表面位置的相对深度位置。重建是将定义源3D形状(例如，图1C中显示的形状)的坐标重新编码为经变换和扁平化的3D形状(例如，图1D中显示的形状)。
从源重建到扁平化重建的变换
现在参考图1E，其是概述根据本披露的一些实施例的产生扁平化重建的图像的方法的流程图。
在框102处，在一些实施例中，接收包括弯曲身体组织表面的3D表示的源重建。
在框104处，在一些实施例中，从源重建产生扁平化重建。产生扁平化重建以使得全局曲率(即，在弯曲表面的区域上定义的曲线，但不遵循其所有细节)被减小。全局曲率是在弯曲表面的区域上定义的曲线的曲率，但不遵循其所有细节。例如，其可以是最佳拟合弯曲表面的球体或椭球体的曲率。可选地，全局曲率隐含在例如对在扁平化变换中使用的坐标系的选择中。
在框106处，在一些实施例中，使用扁平化重建产生图像。
现在进一步参考图1F，其是概述根据本披露的一些实施例的产生扁平化重建的方法的流程图。
在框110处，在一些实施例中，接收包括弯曲身体器官表面的3D表示的源重建。源重建可以被概念化为包括具有全局曲率的表面(其可以是平滑的或不平滑的)和沿具有全局曲率的表面分布的浮凸细节(例如，由弯曲身体器官表面上的、距表示具有全局曲率的表面的表面一定距离处的3D位置表示的细节)。
在框112处，在一些实施例中，将浮凸细节与具有全局曲率的表面隔离。
在框114处，在一些实施例中，使用隔离的浮凸细节产生用于存储在计算机存储器中的扁平化重建。在一些实施例中，计算机存储器将扁平化重建存储为直接构成浮凸细节的点的新的坐标副本。在一些实施例中，构成浮凸细节的点的坐标可以构成通过上文(例如，在图1E的框104的上下文中)所述的扁平化变换可获得的扁平化浮凸细节。可选地，还存储从源重建被扁平化以产生扁平化重建的全局曲率。在一些实施例中，所存储的内容包括用于从源重建产生全局曲率减小的扁平化表面的变换的指示，所述指示由处理器指令关联到源重建。例如，渲染程序被配置成将被存储为坐标的源重建解释为坐标(z,x,y)。
在一些实施例中，图1E和图1F包括产生弯曲身体组织表面的扁平化重建的相同方法的替代性描述。
用于产生源重建的输入数据可选地包括以从对患者的3D成像(例如，CT成像)获得的笛卡尔坐标表示的数据。可选地，数据来自另一种方法，例如，使用导管探针(例如，电极探针、磁性探针和/或超声探针)的位置的体内映射。在一些实施例中，表示体腔的内腔壁的数据使用远程电场成像方法来获得，例如于2017年8月17日提交的名称为FIELD GRADIENT-BASED REMOTE IMAGING(基于场梯度的远程成像)的美国临时专利申请号62/546,775中描述的方法；所述申请的内容以其全文并入本文。
在一些实施例中，表示体腔的内腔壁的数据使用重建方法来获得，所述重建方法描述于2017年1月12日提交的名称为SYSTEMS AND METHODS FOR RECONSTRUCTION OFINTRA-BODY ELECTRICAL READINGS TO ANATOMICAL STRUCTURE(用于将体内电气读数重建为解剖学结构的系统和方法)的美国临时专利申请号62/445,433中；所述申请的内容以其全文并入本文。例如，如以上两个临时专利申请中所披露的对通过体内探针进行的映射的使用通过当导管探针(可选地标准消融导管探针)进入由身体表面界定的身体区域时允许即时(例如，实时地)收集用于扁平化重建身体表面的数据而提供了潜在的优点。上述引用的临时申请甚至可以提供即时收集与探针不一定访问过的区域结构有关的数据的能力。可选地，使用基于场梯度的远程成像来执行重建，而不使用辅助图像数据。
这种表面成像方法的使用通过当导管探针(可选地标准电极导管探针)进入由身体表面界定的身体区域时允许即时(例如，实时地)收集用于扁平化重建身体表面的数据(包括从探针不一定访问过的区域进行收集)而提供了潜在的优点。可选地，使用基于场梯度的远程成像来执行重建，而不使用辅助图像数据。
在产生扁平化重建的第一示例实施例中，首先将源重建的3D表示编码(例如，从笛卡尔坐标)到球坐标；例如，使用球坐标变换将(x,y,z)坐标变换为表示为的坐标，其中，r是半径，并且θ和/>是球面角。该中间结果包括坐标系的改变，而尚未引入源重建的形状变化。可选地，存在作为转换的一部分应用的刚性变换，例如，以将原点设置在由重建表面定义的内腔的中心附近、和/或设置取向，沿着所述取向将引入不连续性(切口)作为扁平化的一部分。
在一些实施例中，接下来创建(概述中的)扁平化变换：扁平化表示的x(水平)维度被映射到两个角坐标之一(例如，θ，表示方位角，范围为例如从0°到360°)。y(竖直)维度被映射到另一角坐标(例如，，表示倾斜角，范围为例如从0°到180°或从-90°到+90°，这取决于所采用的0角度惯例)。z(深度)维度可选地直接用r代替。在一些实施例中，该映射可以被理解为类似于将角坐标投影到弯曲表面上，例如圆柱、圆锥、或其他表面——区别在于保留了局部相对距离信息以使得所得到的投影不会平滑地遵循圆柱、圆锥或其他表面。
在这种扁平化方法中，r的大小取决于(例如在转换为球坐标的阶段)选择的原点。在一些实施例中，选择原点以使得到冠状壁上的沿着所述壁与每对肺静脉的中点大致等距的点的距离还被示出为与扁平化图像中的这个参考大致等距(实际上，这倾向于将原点定位在左心房的几何中心附近)。在一些实施例中，根据(例如，通过探针31的位置设置的)当前工作重心动态地改变原点。例如，原点可选地进行移位以给出在位置上与导管探针的当前位置最接近的区域的最小失真的可用视图。
注意，如果r直接映射到z，则这类似于在从源重建到扁平化重建的变换的以下替代实施例的框架中设置然而，对坐标系的选择中仍然隐含着全局曲率。这将在下文解释将r转换为z的间接变换方法之后进行讨论。
在扁平化(框104)和/或隔离和产生(框112、114)的一些实施例中，源重建可选地被建模为包括两项的和，其中每一项将从某个参考点到表面的距离描述为球面角坐标的函数，例如：
在这里和以下描述中，θ可以被认为是方位角，并且被认为是极(倾斜)角。
第一项将全局曲率描述为任何合适的平滑几何物体(例如，球体、椭球体、参数化曲线、球面谐波的组合、和/或被变换回空间域的表面的傅里叶变换的长波长频域分量)。物体和/或其平滑度可选地由要保留或抑制的细节的结构(例如，角大小)确定。例如，只要第一项遵循源重建中的细节的曲率，该细节就将倾向于在扁平化重建中被抑制。例如，可以选择平滑几何物体的参数作为最佳拟合(例如，最小化距离差、最小化方差、最小化这两者的某种加权组合、或根据另一标准最佳地满足)源重建/>的参数。
第一项将平滑物体表面距参考点的距离给出为球面角的函数。第二项描述了浮凸细节。第二项可以作为球坐标中源重建的表示与第一项的数学差(通过减法)而导出，例如：
与从参考点到作为全局曲率的定义提供的平滑几何物体的表面的距离相比，如此定义的第二项在由源重建定义的每个球面角处提供了从参考点到源重建的表面的额外/减小的距离。
在一些实施例中，产生扁平化重建(“对源重建进行扁平化”)包括将第二项重新绘制到笛卡尔坐标中的查找操作。例如，z(x，y)＝b(Θx，Φy)；其中，x和y用作通过函数Θx和Φy变换到所定义范围的θ和/>的查找变量。所述分派有效地确定将在哪里进行“切割”以允许将源表示铺展为扁平化表示。
该操作产生扁平化重建，其保留了(尽管通常具有某种失真，例如，拉伸、大小变化和/或局部角度变化)的浮凸特征，并且相对于全局曲率是平面的(例如，如果/>则/>并且z(x，y)＝0)。
这种特定方法在扁平化重建中引入了某种失真。例如，源重建中的中纬线圆周(当θ＝0时)的路径比其平行路径(如)的长度长得多，但是这两条路径在刚才解释的扁平化重建中表示为具有相等的长度。当将弯曲的3D表面转换为扁平(3D空间中)表示时，通常不可避免地存在一定程度的失真和/或不连续性，但是可以控制失真/不连续的性质例如以保留相对面积、方向、和/或距离。例如，x轴和y轴的相对比例包括可以被设置的参数。在一些实施例中，将所述比率设置为使得其在肺静脉区域中最接近1:1。
可选地，使用用于控制例如地球仪的平面地图中的陆块失真的一种或多种制图技术来控制相对于(可选地球形)全局曲率的(x，y)平面中的表示的失真。利用刚刚描述的框架，这通常可以通过使查找函数以任何合适的方式依赖于x和y(例如，Θx，y和Φx，y)两者来实施，或通过另一种产生等效结果的方法来实施。在一些实施例中，控制失真以使得身体组织表面的针对性部分(例如，针对治疗的部分)以相对减小的失真来呈现。
其他扁平化的方法和/或结果是可能的。例如，通过选择与最佳拟合的平滑形状适当地不同的全局曲率项和/或通过在产生扁平化重建时使用偏移项(例如，如z(x，y)＝b(Θx，Φy)+c(x，y))，可以获得碗形或其他非平面的扁平化重建。非平面的扁平化重建提供了允许减小与扁平化相关的失真、同时仍然暴露较大的表面以进行同时观察的潜在优点。然而，鉴于扁平化重建的视图的最终目标是由人眼观察——在视场感知上具有其所有的固有限制——充分利用这种潜在优点可能需要特殊安排来用于在视图中移动重建和/或用于沉浸式显示。
在扁平化的另一个示例中：在一些实施例中，以拉直的形式渲染纵向延伸和旋绕的器官(例如，肠或血管)。在这样的实施例中，用于定义全局曲率的平滑几何物体可选地是沿着遵循旋绕器官的中心线的参数化路径(例如，贝塞尔曲线)挤出平面图形(例如，圆形或椭圆形)。可选地，平面图形本身根据沿参数化路径的距离变化而可变。所使用的坐标系可以不是球形的，例如，一种类型的圆柱坐标系，其中，沿参数化路径的距离用作线性轴，并且参数路径周围的位置表示为角度和距离(半径)的极坐标组合。
这些类型的变换是否合适可选地取决于导航类型和/或可用的导航控制。例如，外表面的内向外反转可以适用于射束类型的治疗系统，其中，射束可以从基本上任何定位引导，使得用户总是感觉好像射束来自中心点。可选地，通过将视图渲染为实际3D几何结构的更直的版本来辅助在导航基本上是推拉的(例如，内窥镜穿过肠的导航)器官中的治疗。
在特殊情况下，如果是第一项是关于以球坐标原点为中心的球体定义的，则/>其中，k是球体的恒定半径。然而，最终的扁平化重建对于在这种情况下k的选择是不敏感的。对于以球坐标原点为中心的球形全局曲率，k的每个选择产生基本相等的结果，除了扁平化重建沿着由k控制的z轴具有某个距离的相对偏移。
在本节描述的第一种变换方法中(其中，r直接映射到z)，注意到结果类似于设置并且因此，相应地k＝0。这种0半径球体不是指示“无全局曲率”，而是由于坐标系选择中固有的全局曲率的特定(球形)模型而是可能的。全局曲率被定义为球形，虽然是隐含的，但仍然被移除(甚至对于k＝0，因为在这种特殊情况下，k的所有值都会导致扁平化，因此不必特别指定一个值)。
在将扁平化重建转换为2D图像(例如，显示坐标中的2D)从而提供扁平化重建视图时，可以例如通过表面的取向相关的着色和/或通过取决于视点与扁平化重建的相对位置而改变所观察特征的视差来指示深度信息。
例如，图1C中距左心房2内部的参考点24(例如，参考点21与表示瓣12的顶点之间的中间点)的距离在图1D所示的扁平化重建中被变换为图像深度的笛卡尔轴。该轴由箭头11E表示。
应当注意，图1D的扁平化重建被显示为好像从偏移角度观察，这可能用于突出显示某些特征(例如，允许观察到孔里面)。偏移角度的轻微变化可能用于强调(例如，由于视差变化引起的)深度差异。图1C中相对于参考点24的角度位置在图1D的重建中被变换为两个其余的笛卡尔轴，例如，沿箭头11D和11C延伸的笛卡尔轴。
需要强调的是，虽然在一些实施例中(例如，图1D)扁平化重建使人联想到某些类型的圆柱形地图投影，但是保持经变换的深度信息允许可选地从任何显示角度观察结果，从而导致影响特征呈现的视差和/或角度(例如，与模拟照明条件相互作用的角度)的转变。3D表面的传统2D投影不保留这样的信息(这将例如关于本文的图7A至图7B进一步讨论)。
由图1A至图1D中的示例呈现的扁平化(曲线拉直、铺展)类型的变换具有用于导管探针(例如，消融探针)的心内导航的潜在优点。首先，经变换的重建适合于在一个视图中布局扩展的表面区域，所述扩展的表面区域可以是测量和/或治疗手术的目标。第二，同时，扁平化重建可选地保持整个大目标区域(例如，肺静脉10的根部区域)中相对无失真的表面外观。这对于包括形成一条或多条消融线以将肺静脉与周围心脏组织电隔离的手术尤其具有潜在益处。在其他实施例中，可以选择其他目标，例如，可以以最小的失真来观察要表示的3D物体的其他部分。
另一个潜在的优点是，由于扁平化表示在性质上仍然是3D的，它定义了一个体积，可以在所述体积中放置与导管探针位置相关的指示，例如，探针图标或探针当前位置的其他指示，包括正确地指示与扁平化表示表面的接触的指示。
虽然探针位置可以在渲染到典型的相机视图类型的2D图像之前与源表示一起放置在场景中，但探针外观本身将例如在鱼眼视图的边缘受到例如透视失真的影响，这可能是非常令人不安的。另一方面，一旦表面的2D图像被渲染，一些3D信息就会丢失(例如，通过人工深度提示(诸如着色和自屏蔽)来指示)，使得难以准确地将探针尖端位置重新引入到场景中例如以便正确地示出探针在不同深度处与扁平化表面的接触。此外，2D图像将倾向于在存在多于一层的情况下(例如，血管分支超出心脏腔室的内腔表面)抑制细节。
切割线的设置
在一些实施例中，扁平化的其余参数包括在何处进行“切割”(例如，由从图1A中的参考点22和23延伸的线13A和/或图1C中的线13所表示的)。
现在参考图1G，其是概述根据本披露的一些实施例的确定弯曲身体组织表面的重建的取向的方法的流程图。
在框120处，在一些实施例中，接收浮凸细节。这些浮凸细节可以是框112的被隔离的浮凸细节。可选地，浮凸细节与全局曲率一起提供，在这种情况下，框122的操作可选地被调整以减弱全局曲率对浮凸细节的权重的影响。
在框122处，在一些实施例中，将权重分派给浮凸细节。可选地，根据浮凸细节相对于参考点、参考偏移和/或参考曲率(例如，合适的全局曲率定义)的距离和/或深度(“幅度”)来分派权重。权重可以与浮凸细节幅度成正比、线性相关、与功率函数相关、或作为浮凸细节幅度的某个其他函数提供。
在框124处，在一些实施例中，使用应用于在框122处分派的权重的标准来确定浮凸细节的取向。
继续参考图1G的方法：已经注意到，在产生图1D时应用的“切口”(由线13表示)被定向成穿过二尖瓣12的中心。线的旋转取向也影响扁平化重建和/或其视图；例如，如果线13(绕竖直轴)旋转90°，则图1D中的特征的布局也将旋转90°，并且不连续性和其他失真也相应地转变。
关于左心房内表面的扁平化重建，发明人已经发现所示出的切割取向导致这样的扁平化：其以便于导航心内导管探针的方式呈现表面特征(至少对于常见的解剖学变体)。二尖瓣12附近具有最大失真和/或不连续性的区域也是导管导航可能因强大且可变的血流流动变得复杂的区域。此外，由于瓣始终一直在移动，因此对于由导管作为目标的目的，在该区域中的重建无论如何都可能不太准确和/或不太感兴趣。此外，具有最大拉伸失真的区域16A、16B也被定位成远离一些治疗特别感兴趣的特征(诸如肺静脉10和LAA 15)形成不同簇的区域。
在一些实施例中，切口13的取向可以基于特征的明确识别和/或从一系列选项的选择来手动地和/或自动地确定和/或调整。可选地，手动控制允许调整切口位置和/或调整用作扁平化操作的基础的原点(例如，全局曲率的中心)，例如以考虑个体解剖学差异。
可选地，在源重建上定义的笛卡尔坐标空间上定义控制的操作。这些控制可选地单独控制原点在x、y和z方向上的移动(例如，每次移动5mm，或另一距离)。可选地，对于仰角、滚动和方位角的控制，分别围绕x、y和z轴控制旋转(例如，以5°增量或以另一增量)。在一些实施例中，改变控制设置导致立即更新源重建和扁平化重建的视图中的一个或两个。另外地或可替代地，定义另一个控制集，例如，在扁平化重建本身的笛卡尔空间上定义的控制。例如，x轴控制具有向左或向右平移扁平化重建视图的效果，y轴控制具有向上或向下滚动视图的效果，和/或z轴控制具有朝向或远离视图的透视点平移视图的效果。旋转控制可选地相对于扁平化重建设置x和y轴的基本方向。控制另外地或可替代地被提供用于和/或被解释为对球形或其他非笛卡尔坐标系中的合适参数的调整。
在一些实施例中，扁平化参数集的自动选择包括对角度保留、距离保留和/或表示邻接的属性(关于特定解剖结构和/或手术计划)的多个可用扁平化参数集进行评分、以及选择最佳得分选项和/或使最佳得分选项可用于选择的过程。在一些实施例中，扁平化参数集可以包括如何和/或在何处引入不连续性(例如，沿着扁平化重建和/或其视图的边缘的切口)的指示、和/或应当在扁平化重建和/或其视图的中心设置什么角位置。
在一些实施例中，基于重建的全局特性和关于解剖学布局的一般信息而自动地且即时地确定取向。例如，在一些实施例中，切口13被定位在所得到的扁平化重建与根据距重建的(x,y)中心21的距离而变化的特征深度最佳平衡(被处理为“权重”)的位置。例如，沿着左右方向(图1D的箭头11C)，存在两个相对较深特征的簇；因此这些特征被设置在距中心大致相等的水平距离处。在上下方向(图1D的箭头11D)中，这些簇中的每一个的权重沿着公共中心下降，因此具有较大距离的特征被加权，使得它们“下沉”到中间。可选地，设置轴本身的取向，使得一个轴沿着该公共中心穿过。通过选择在簇位置之间具有最大或最小连续表示的距离的替代方案，可选地解决了设置中心点时的其余模糊性(例如，是否切穿二尖瓣、或切穿相对的心房壁)。
可选地，由于不同器官的身体表面具有不同的感兴趣特征的一般解剖学布置和/或在不同手术中使用，因此可以设置不同的规则，并且使用框122的权重来满足这些规则。应当注意，针对图1D描述的规则具有自然地将图像带入左/右和上/下平衡的特征分布的效果(这也恰好产生对于显示与心房消融手术相关的左心房特征有效的扁平化重建视图)。然而，可选地，施加任何合适的偏移以将特征带入特定应用(例如，瓣手术可选地将以视图中的二尖瓣为中心)和/或解剖结构(例如，用于右心房的重建可选地使用上腔静脉和下腔静脉作为用于右心房的扁平化重建视图的取向的界标)的合适相对位置。
考虑到在扁平化表面上观察到的感兴趣解剖学特征的任意分布的更广泛情况，可以在不同条件和/或用于不同目的的情况下(例如，不同的腔室和/或器官、和/或不同的治疗计划)不同地选择最佳扁平化。例如：
·左心室(LV)内的消融(例如，用于室性心动过速的消融)可选地针对已经使用特定于腔室的参数扁平化的LV扁平化重建的背景来执行。
·对于左心耳封闭手术，可选地在左心房的扁平化重建视图中以LAA口为中心。
·对于经中隔手术，可选地在右心房的扁平化重建视图中以卵圆窝为中心。
·对于房间隔缺损和/或卵圆孔未闭，可选地在右心房的扁平化重建视图中以卵圆孔未闭和/或房间隔缺损为中心。
·对于冠状窦插管和/或放置起搏电极，可选地在右心房的扁平化重建视图中以冠状窦为中心。
出于使用扁平化重建以引导体腔内的导航的目的，可选地优选目标区域被连续地链接(例如，其间的导航不必经过“切口”)，同时角度和/或大小的几何失真被推到远离目标区域的区域。可选地，在手术期间修改管控表面扁平化的参数(例如，刚刚描述的任何参数、或管控不同扁平化方法的其他参数)，例如以使失真偏离当前主要目标。
可选地，存在多于一个切口。切口可以被认为是不连续性类型的失真，一旦被引入投影中，可能允许更大的自由度来减少其他地方的失真。这提供了潜在的优点，其中，不太感兴趣的区域可以更严重的失真，以换取其他地方的表示的提高的准确性。
扁平化重建视图与其他视图类型的比较
具体地，图1D的视图的特征可以与其他类型的视图形成对比。
例如，现在参考图9A，其示出了根据本披露的一些实施例的身体部位重建900的3D表示的平面分割；并且参考图9B至图9C，其示出了根据本披露的一些实施例的看向身体部位重建900的两个分割部分的视图。
图9C示出了沿轴线902(垂直于分割平面901)并朝向肺静脉10中的两个和左心房2的LAA15观看的视图。由于左心房2的曲率，沿着一些内腔壁部分(例如，基本上沿轴线902定向的那些)的细节被遮挡和/或显著缩短。左心房2的曲率也使得难以在一个视图中同时获得所有肺静脉10(甚至从一侧)和LAA15的相当的印象：存在的每个孔本身的角度变化都很大。这可能会影响表面形状的外观和/或照明条件，所述照明条件影响每个特征可以在多大程度上被区分。作为分割视图的另一个示例：图9A示出了在通过不同平面切割成身体部位重建900的另一部分之后的视图，示出了经受相同的弯曲和/或照明问题的不同肺静脉10。此外，显然不存在这样的单一平面分割：其产生在单一清晰视图中包括图9B和图9C的所有指示特征的分割部分。
还例如，现在参考图10A至图10D，其示出了根据本披露的一些实施例的重建的左心房内部的一系列标准相机类型视图。
在图10A中，从左心房内部并且相对靠近心房表面的视角以30°视场(30°是视场从左到右对着的角宽度)示出LAA15和两个左肺静脉10C。图10B从相同位置使用60°视场示出了相同特征。在这两种情况下，角度截取使一目了然地识别示出了什么特征以及处于何种全局取向变得复杂。在60°视图中这个问题有所减少，然而更复杂的是，图像边缘附近的区域在径向方向上被压缩，而在圆周方向上相对展开。
图10C示出了右肺静脉10B(也在30°视场中)。所示的特征明显不同于图10A至图10B的特征，但是它们本身也难以明确地识别。在图10D中，与图10C的30°视场相比，视场角已经扩大到60°，但是这显然没有显著改善视场中心部分中的特征的可识别性，同时在图像边缘附近引入显著的特征失真。
除了在中间扁平化重建中保留深度信息之外，还应当注意，图10B和/或图10D的视图在性质上可能与例如通过使用源重建的“鱼眼镜头”变换将可能实现的视图(类似于超广角镜头和/或它们的模拟提供的视图)不同。使用计算机化的图像变换，可以在一个2D屏幕上表示周围视野的180°视图或更大角度的相机视图，可选地最高达360°视图。然而，对于视野的边缘，这引入了随着视场角增大而增加的失真(失真可能远远超出图10B和图10D的60°视图所示的失真)。与刚刚关于图1B描述的扁平化相比的潜在缺点包括：
·它们可能在靠近其边缘时使形状和/或角度变得高度失真；
·对于特别感兴趣的特征，失真可能不是固有的受控制的；和/或
·将视图附接到视点可能导致失真随着视图的中心方向移位而形状不断变化。
具有重叠的扁平化表示
现在参考图2A，其示出了根据本披露的一些实施例的左心房2解剖结构的扁平化重建视图。进一步参考图2B，其示出根据本披露的一些实施例的图2A的视图，其中附加标记指示消融点14、14A和导管探针31。
在图2A至图2B中，再次基于3D左心房模型示出了图1D中指示和图1B中示意性地指示的相同解剖学特征，展示了扁平化重建所支持的特征的“浮凸(relief)”型显示。
图2B中还示出了导管探针31的表示。消融线14由嵌入肺静脉10周围的组织中的球14A表示；每个球14A可选地表示消融线的子损伤。每个球14A的大小相似性指示在它们出现的区域中的相对低的相对失真(每个球以3D方式渲染为相同的大小)。
再次应当注意，尽管图2A至图2B的图像与左心房的实际几何结构相比是扁平的，但是一些特征(特别是PV)出现在3D浮凸中。可选地，模拟照明例如通过连续链接到用作视图中所展示的3D场景的模型的扁平化重建而在扁平化重建视图中是动态的。在一些实施例中，照明效果与视图内所示的导管探针的运动相关，这可以帮助向用户提供探针在深度上相对于所显示的表面特征的位置感。可选地，扁平化重建视图本身可以重新定向(倾斜)，例如，如图7A至图7B所示。
现在参考图3，其示意性地表示根据本披露的一些实施例的包括叠加激活图的左心房2解剖结构的扁平化图像40。
在一些实施例中，组织表面的扁平化重建视图允许用户同时概览在宽角度区域上延伸的特征。在图3中，示出了映射到LA解剖结构的激活图，其中，颜色指示在脉冲开始之后其到达心脏壁的每个特定区域的相对时间。所述图清楚地一目了然地(例如，参考以毫秒为单位的时间标尺41)识别出肺静脉10A周围的活动足够早以成为脉冲的潜在触发源(并且因此，可能是通过消融隔离的优选目标)。此外，由于同时显示所有PV，因此操作员相对容易地评估一系列广泛分开的目标区域的地图特性之间的差异和/或跟踪所述地图特性的变化(例如，当消融的效果开始出现在地图中时)。
在一些实施例中，使用叠加(重叠)的指示来指示另一参数，例如，血流方向，其可能指示心脏腔室中的血管、瓣和其他孔之间的差异。例如，在左心房中，从肺静脉向内流动、从二尖瓣向外流动，并且左心耳的流动是可变的、低的和/或不存在的。例如，关于图11D还描述了使用重叠来指示壁厚度。在一些实施例中，可获得多个不同的重叠指示(例如，本文所述的那些指示中的任何一个)，并且它们可以以任何合适的组合打开或关闭。
现在参考图8A至图8B，其展示了根据本披露的一些实施例的具有轮廓重叠的左心房2的源(未扁平化)重建和扁平化重建。先前所讨论的一些特征也在这里指示，例如，肺静脉10、探针31、接近度标记33、34、二尖瓣12和左心耳15。
这两种不同对的PV 10均标记有环绕的内轮廓801、803以及一系列的外轮廓802、804。轮廓可选地沿着表面以恒定距离彼此间隔开(例如，如图所示)。这可能有助于强调3D结构，例如，因为轮廓线在表面角度远离垂直于观察角度的地方看起来更接近在一起。在图像顶部附近的轮廓804的失真(伸展到水平更宽的间隔)也有助于指示在扁平化变换期间引入的失真的“拉伸”效果。
具有探针位置指示的扁平化表示
现在参考图4，其示意性地表示根据本披露的一些实施例的导管探针31的导航情况，所述导管探针被表示为相对于左心房2的扁平化重建视图而进行移动。现在参考图5A至图5B，其示意性地表示根据本披露的一些实施例的导航目标的指示——相对于扁平化重建视图移动的导管探针距表面的距离和/或方向。
扁平化重建的全表面视图(无论是可变的还是静态的)尤其提供了减少在由扁平化重建建模的环境内移动、监测和/或以其他方式操作(例如，用于治疗管理)探针的操作员的精神负担的潜在优点。
在一些实施例中，提供了提示，所述提示潜在地帮助用户更好地理解当探针被示出为参考目标组织的扁平化重建视图移动时探针的完整3D位置。在一些实施例中，提示包括标记33，所述标记取决于探针31的当前位置而被投影到左心房2的表面的扁平化重建视图上。可选地，标记33突出显示穿过探针31延伸的纵轴在其与心房壁相交的区域处的位置。随着探针越来越接近心房壁(例如，如在图5A与5B之间移动时)，扁平化重建视图示出标记33和探针31彼此更接近地靠近。当导管探针31明显远离正交于壁延伸的轴成角度时，该方法潜在地给予不同深度位置的视觉区别。可选地，在一些实施例中，标记还被着色编码或颜色编码以指示距离(例如，当探针靠近壁时变得更强烈)。
可选地，指示性变化是形状的变化。
在一些实施例中，另一种类型的标记由标记35展示，其可选地被定向以指示探针31的移动方向和/或取向方向。标记35被示出为移动到图5A与5B之间的标记33的不同侧；应当注意，它不一定跟踪探针本身的取向。
此外，标记35被示出为在图5B中比在图5A中更短。长度的差异可选地跟踪距心房2的表面的距离，作为用于指示探针深度位置的形状变化的示例。
在一些实施例中，使用照明效果来帮助向用户传达深度位置的印象。例如，定位一个或多个模拟光以将来自探针31的阴影投射到心房2的表面上。可选地，该照明在由经变换的3D表面定义的扁平化空间中被模拟，就好像它是在笛卡尔坐标中定义的新空间。可选地或可替代地，使用原始3D空间的空间配置来渲染着色，并且像心房表面2的其他特征一样渲染和变换阴影。
在一些实施例中，仅存在一个光源，其可选地被模拟为好像从有利点发射。可选地，例如在高洛德着色(Gouraud shading)中，表面的不同部分的着色由相应部分与将有利点连接到相应部分的中心的线之间的角度确定。
随着探针31从表面越来越远地(例如，朝向变换中定义的原点)取出，其可选地被示出为失真，就好像直接从原始3D空间变换一样(即，使用与用于从源重建创建扁平化重建的变换相同的变换)。探针31可以看起来大幅放大，和/或开始跨图像更快地移动以进行相同大小的移动，就好像被保持接近“相机”一样。在一些实施例中，以某种方式抑制这些变换效果中的一种或多种。例如，探针可选地总是以相同的大小、大约相同的大小示出，或者至少不与其相对于相机状的视点而占据的角空间成比例地放大。潜在地，这可以减少显著放大探针可能以其他方式导致的迷失方向感。例如，探针可选地总是以相同的大小绘制，悬停在最接近它的扁平化重建视图表面位置上，并且鉴于扁平化重建中的所选渲染位置可选地具有适当的角度以指示其在源重建的坐标中的角度。在一些实施例中，针对一些情况(例如，在非常接近坐标原点的位置处)简单地抑制对探针的渲染，并且允许其在明确定义的位置处重新进入视图。在一些实施例中，改变的正是视图本身；例如，移动坐标原点以使其远离探针的位置，或者视图从扁平化重建视图变为源重建视图。
在一些实施例中，通过与用于变换身体部分的整个体积相同的变换将探针尖端的位置从源重建变换为扁平化重建，但是从该位置出现的探针总是被显示为直线，并且可选地具有固定的形状和/或大小。在一些实施例中，可以通过扁平化视图中两个点(例如，一个点位于探针的尖端处，并且另一个点位于探针的尖端附近)的坐标来确定直探针显示的取向。
在一些实施例中，即使当探针在组织表面附近移动时，也可以调整变换原点和/或其他投影参数。例如，原点可选地被移动到更接近探针附近的组织区域，当它们开始对着更大的角大小时潜在地放大组织区域的外观(例如，允许更详细的跟踪)。可替代地，可选地将原点移动到其以可用的最小失真方式示出当前工作区域的位置，这可以是更远的视点。任一种调整都可以产生一种镜头效果(例如，像移动的放大镜一样)，从而允许同时看到整个扁平化重建(例如，保持方向感和/或上下文)，同时还提供选择性地增强特定区域的视图的能力。可选地，扁平化和/或显示的任何参数都是出于类似目的而调整的，或者是出于辅助手术操作的另一目的而调整的。例如，扁平化重建视图可选地在用户手动控制下倾斜和/或响应于探针导航事件(诸如靠近孔和/或与组织接触)而自动倾斜。
在一些实施例中，即使对于特定的扁平化重建视图，也不仅仅定义一个视点(如例如通过参考坐标系和/或全局曲率定义的)；而是针对空间中不同位置的变换不同地定义视点。所选视点可选地例如仅根据θ和、根据r、根据所有三个变量、或以任何其他合适的方式而变化。视点定义可选地连续变化，这可以有助于减轻不和谐的过渡，其中，针对对每个作为目标的区域按照特定于该区域的考虑因素进行变换来做出选择；例如，本文描述了一个或多个考虑因素。例如，作为来自某个原点的r的函数，视点可选地在深度上进行后退。例如，这可选地减少了探针“隐现(looming)”的问题。
现在参考图6A至图6B，其分别示出了图1C至图1D的视图以及导管探针31的位置指示。在这两个图中，探针31以固定大小表示。探针31的位置例如根据探针跟踪方法(诸如基于电场和/或基于磁场的跟踪)来确定。
图6A至图6B中的每一个还示出了表面接近度标记33和34。接近度标记33被定位成以探针31的中心纵轴与源或扁平化重建表面相交的点为中心。所述标记在指示导管探针在没有附加转向控制的情况下从其当前位置前进时将接触的位置时可能是有用的。接近度标记34被定位成以源或扁平化重建表面的最靠近探针31的远端尖端的点为中心。如果扁平化重建视图被定向成垂直于将其连接到视图的有利点的线，则这通常将接近度标记34直接放置在探针31的远侧尖端“下方”，而在偏移视角处，探针尖端与接近度标记34之间的距离成为探针表面距离的指示。接近度标记34可能是有用的，例如用于指示倾斜的表面接触和/或与探针31的移动干扰的可能性。当探针朝向壁移动时，这两个标记33和34倾向于彼此靠近，并且当探针接近于接触壁时，这些标记可以彼此重叠。
不同取向的扁平化表示
现在参考图7A至图7B，其示出了根据本披露的一些实施例的在不同倾斜角度下观察的图1D和图6B中所示的相同的扁平化重建。探针31和接近度标记33、34也在其可见位置中被示出。
在所示的角度中，可以从侧面和后面观察扁平化重建的特征。例如，从肺静脉10比从基本上正面(即，内侧)的视图可见到更多血管分支。这些血管的表面分叉为在扁平化表示的更多内部区域外部(后面)的分支。这尤其展示了区别于例如广角投影图像，对于任何特定的(x,y)坐标对，可以存在多个表面z位置。应当特别注意，在一些实施例中，使用通过导管探针在身体内腔内的移动获得的位置测量结果来映射定义血管及其分支的表面的位置。这可能减少或消除在描绘血管形态时使用造影剂的需要。
还注意到，重建被示出为在任何地方都是闭合的；例如，血管在扁平化重建中的表示的极限处被示出为“密封”。这是从源重建继承的特征。没有特别要求在产生扁平化重建时避免孔洞；例如，源重建中的孔洞可以被认为表示“无限远处”的表面，或者简单地在变换期间被视为缺失数据。
右心房的扁平化表示
现在参考图11A至图11D，其示出了根据本披露的一些实施例的右心房3的不同扁平化重建视图。
图11A至图11D中的一个或多个中所示的右心房3的特定特征包括通向上腔静脉1102、下腔静脉1104和冠状窦1108(CS)的孔。图11A至图11D中的一个或多个还示出了三尖瓣1110。在图11C中，尤其指示了三尖瓣1110的更多细节，分别包括隔叶1111、后叶1112、和前叶1113。图11C还指示了卵圆窝1106、欧氏瓣1105和冠状窦瓣1109的位置。
特别参考图11A至图11B，示出了右心房3的内腔表面的扁平化重建的前视图(图11A的内侧心内膜视图)和后视图(图11B的外侧心外膜视图)。应当理解，对这些确切的取向没有特别限制。例如，可以从任何合适的观察角度从扁平化3D模型产生多个图像，其中，第一图像是从第一方向对扁平化3D模型的视图，第二图像是从第二方向对扁平化3D模型的视图，并且第一图像和第二图像示出相同表面部分的不同侧面。
特别指出的是三尖瓣峡部1114(CTI；沿着所示的虚线定位)的位置。CTI 1114作为右心房中某些消融手术(例如，用于治疗心房扑动)的目标是感兴趣的。在一些患有心房扑动病症的患者中，沿着穿过CTI 1114的一些方向的缓慢传导促成了所述病症。通过示出与附近特征明确相关布局的CTI 1114，扁平化重建视图的潜在优点在于辅助医师定位和表征该特征以用于沿CTI 1114规划消融、进行消融、和/或验证消融的目的。
图11C示出了在CTI 1114上应用的消融120的示例。应当注意，右心房3的内腔表面的特定扁平化重建布局将三尖瓣1110置于一个边界(右侧)，将上腔静脉1102置于相反边界(左侧)，并且通常使在它们之间延伸的、右心房3的孔的聚合体竖直居中。这种布置可能用于在显示器中将不连续性放置在它们对于导航和/或治疗右心房所涉及的决策和操作几乎没有差别的位置。
关于冠状窦1108：介入心脏病学家和电生理学专家经常受到冠状窦插管期间冠状静脉解剖结构的高度可变性、心脏再同步治疗(CRT)的左心室心外膜引线放置、和/或二尖瓣修复的CS内设备部署的挑战。用于检测冠状窦的精确且全自动的分割解决方案将为这种手术提供潜在的优点。
使用利用心内电极探针系统的基于场梯度的远程成像，CS是可以在右心房3内快速区分的特征之一。3D重建(源重建)上的CS“芽(bud)”和其(内部视图)扁平化重建视图上的相应“陷窝(dimple)”两者都可以在将标准电生理导管引入右心房中之后仅几秒内显示——甚至在物理接触心内膜表面之前显示。基于场梯度的远程成像还潜在地使得能够容易地识别和显示保护CS 1108的开口的冠状窦瓣1109，所述冠状窦瓣经常阻碍CS 1108的插管。冠状窦瓣1109解剖结构是可变的并且很少通过CT完全描绘。
一旦被识别，CS 1108的完整过程和解剖结构就可以通过一次或多次插入和拉回电生理学导管来确定。这是一种简单的操作，不需要造影剂或荧光剂，可以潜在地产生高度准确的结果。
图11D示出了(可选地颜色)重叠1130，其指示右心房3的一部分表面上的组织厚度。具体地，在下腔静脉1104附近示出了最大厚度1107的区域(条1131指示厚度如何映射到重叠1130的着色)。在执行治疗消融(其可选位置由球体1120指示)时，知道组织更厚和更薄的位置是潜在有利的，例如以允许调整消融参数以确保透壁消融，和/或以避免可能太厚而无法有效消融或太薄而无法安全消融的区域。
来自左心房的基于场梯度的远程成像的扁平化表示
现在参考图12，其呈现了根据本披露的一些实施例的基于使用基于场梯度的远程成像获取的数据的左心房的详细扁平化重建视图。
在一些实施例中，表示体腔的内腔表面的位置的数据使用远程电场成像方法来获得，例如于2017年8月17日提交的名称为FIELD GRADIENT-BASED REMOTE IMAGING(基于场梯度的远程成像)的美国临时专利申请号62/546,775中描述的方法；所述申请的内容以其全文并入本文。
图12指示可以使用该方法获得的左心房表面细节的潜在水平，这种潜在水平使用扁平化重建方法来显示。
相对于本文其他附图已经注意到的所示特征包括肺静脉，这里具体指示为右上肺静脉10D、右下肺静脉10E、左上肺静脉10F和左下肺静脉10G。还示出了左心耳15、经中隔17和二尖瓣12。
左心耳15的孔口的清晰度可能大于超声心动图中通常看到的孔口的清晰度，从而为左心耳封堵手术的规划、指导和/或验证提供了潜在的优点。可选地，扁平化重建视图用于表征LAA孔口的形状和/或尺寸。
还可以看到某些附加细节，包括左心耳脊19。左心耳脊19的清晰度可能大于CT扫描中通常看到的清晰度，从而为用于心房颤动的消融的规划、指导和/或验证提供了潜在的优点，同时节省了患者和医生对X射线辐射的暴露。脊19的形态在不同患者之间是可变的(例如，其可以或多或少地突出)，并且这可能对应当如何进行消融具有实质性影响——例如，因其厚度(例如可能需要更强的消融参数)和/或因其对消融线形态的影响(例如，为了获得能够阻塞电脉冲传输的连续消融线，可能需要在脊的侧面进行消融)。潜在地，脊的更清晰可视化或其他表面不规则性有助于医师理解治疗的结果(例如，理解为什么通过消融治疗最初没有实现阻塞)、和/或计划将调整结果的新动作。
还示出了二尖瓣的某些细节，包括二尖瓣后叶的三个分区1301、1302和1303和二尖瓣前叶的三个分区1304、1305和1306。这种细节水平在CT扫描中很少看到，并且展示了基于场梯度的远程成像方法的潜在优点，可选地结合扁平化重建视图用于诸如二尖瓣修复等手术。
用于弯曲身体组织表面的扁平化表示的系统
现在参考图13，其示意性地表示根据本披露的一些实施例的用于产生扁平化重建1228和/或扁平化重建视图1232的系统。
框1224表示源重建，其可选地基于来自表面位置感测源1220和/或3D图像源1222的数据来提供和/或创建。表面位置感测源1220包括例如基于导管探针的感测系统，从而使用交叉电场、自生电场、局部阻抗特性和/或另一模式的感测来生成指示身体组织表面的位置的数据；例如，通过接触和/或接近度感测以及探针位置感测、通过远程场成像和/或通过另一种方法。3D图像源1222包括例如MRI图像、CT图像、放射线图像或另一图像类型。
在一些实施例中，变换模块1226包括被配置成将源重建1224变换为扁平化重建1228的计算机处理器、处理器指令和功能上相关联的计算机存储器，例如，如本文中关于图1A至图1G所描述的。
在一些实施例中，渲染模块1226包括被配置成从扁平化重建1228产生扁平化重建视图1232的计算机处理器、处理器指令和功能上相关联的计算机存储器。例如，渲染模块1226被配置成从由扁平化重建1228描述的3D位置数据渲染(例如，使用3D图形处理硬件)2D图像。
全局曲率和扁平化结果的示例
现在参考图14A至图14E，其示意性地展示了根据本披露的一些实施例的预扁平化和后扁平化全局曲率和浮凸细节的不同2D示例。这些示例以2D(即，使用二维路径的曲率)提供，以说明本文所述的概念，特别是与三维表面的曲率有关的概念。
在图14A中，曲线1401表示要扁平化的表面的截面。圆1402表示要扁平化的全局曲率(例如，球体的截面)的选择。在所示的特定示例中，圆1402被选择为一种类型的“最佳拟合的”圆。大约与由圆1402而不是曲线1401所包围的面积(类似于在3D的情况下的体积)一样多的面积被曲线1401包围而不是被圆1402包围。图14B表示图14A的扁平化版本。线1402A对应于圆1402，其中，移除了圆的所有曲率。曲线1401A表示在移除全局曲率之后保留在曲线1401中的浮凸细节。应当注意，在该变换中，与圆1402同心的任何圆(例如圆1403)也将被扁平化(例如，如圆1403A所示)。
图14C表示图14A的不同扁平化版本，其中，由圆1402表示的一些全局曲率保持在扁平化圆1402B和扁平化曲线1401B中。等效地，全局曲率的不同选择(诸如曲线1404)可以用作扁平化的基础(并且然后被完全扁平化，例如线1404B)以产生与1401B的形状相似的形状。
全局曲率的选择不限于圆(或3D中的球体)，并且不同的选择可能导致所保留浮凸特征的不同残余结果。例如，图14D的椭圆1404展示了可用于对路径1401的全局曲率进行建模的不同函数。得到的扁平化曲线(未示出)将抑制诸如叠加在图14B的较短波峰1412和波谷1413上的长波峰1410和波谷1411的图案等浮凸特征。
图14E示出了另一个示例，其中侧面敞开曲线1405的全局曲率由抛物线1406进行建模(例如在3D中，全局曲率模型可以是抛物面)。
考虑圆1402(例如)作为参考形状，可以说曲线1401表示具有浮凸细节(例如，如图14B的1401A、1402A、1410、1411和1412)的形状同构体，所述浮凸细节叠加在围绕曲线1401内部的点(可以是中心点或任何其他内部点)弯曲的参考形状1402上。浮凸细节叠加了与内部点偏移的相对径向差。(根据需要改变的)相同语言应用于由源3D模型(如曲线1401等2D曲线的3D等同物)以三维方式表示的表面(而不是2D曲线)。
前面段落中的“同构”一词应理解为意指曲线1401具有与参考曲线相同的形状，并一起添加了浮凸细节(例如，通过偏移)。所述术语定义了一种参考在扁平化3D模型中表示的浮凸细节的方式，以及一种解释它们与源3D模型中的浮凸细节的关系的方式，而不一定要求实际执行对浮凸细节和参考形状的明确分解。
可在扁平化结果上区分的特征的示例
现在参考图15A至图15D，示意性地展示了根据本披露的一些实施例的在右心房(图15A至图15B)和左心房(图15C至图15D)的扁平化表示视图上可见的特征。
图15A和图15C分别识别在图15B和图15D的扁平化表示视图中的相应位置中可见的轮廓特征。
图15A中识别的特征包括：
图15C中识别的特征包括：
现在参考图16A，其展示了根据本披露的一些实施例的左心房的形状的三角形网格划分。还参考图16B至图16E，其展示了根据本披露的一些实施例的图16A的三角形网格划分的不同扁平化。
图16A的网格划分包括基本上等边和相等大小的三角形。
图16B和图16D示出了图16A的网格的相同扁平化3D表示的内部(心内膜)视图和外部(心外膜)视图。已经根据矩形变换执行了扁平化，例如，如关于图1C至图1D所描述的。网格的三角形在网格的中纬线(中心从左到右)区域附近更接近等边且大小均匀。在更靠近极点(顶部和底部)处，三角形伸出，这指示在每个近极性水平处表示的周长越来越小(并且因此，三角形的数量越少)。尤其应当注意，从扁平化3D模型的一个边缘延伸到扁平化3D模型的另一个边缘的水平线相对于源3D模型失真贯穿这些水平线延伸所跨的线性区域基本上相同量的距离。通过改变如何执行扁平化的参数(例如引入不连续性的位置、以及在所得到的扁平化3D模型中要以哪个区域为中心)，在这种扁平化模型中可以像在其他投影类型中那样改变失真分布。
图16C和图16E还示出了图16A的网格的相同扁平化3D表示的内部(心内膜)视图和外部(心外膜)视图。已经根据椭圆(摩尔威德(Mollweide))变换执行了扁平化。摩尔威德投影对应于等面积伪圆柱地图投影，其用角度和形状的准确性换取面积比例的准确性。这两个图像中的三角形在图像范围内的面积和形状保持更接近相等，但角度失真导致“向上”方向和“向下”方向(例如)朝向重建的左右边缘附近的侧面倾斜。
在任一种类型的投影中，在“展开”期间深度差异导致拉伸的差异的方式使得三角形大小也会发生一些变化。
应当理解，扁平化的类型不限于所示的这些，并且可以包括例如任何全球地图投影方法的深度保留等同物。
使用扁平化结果来连续更新图像的示例
现在参考图17A至图17B，其各自示出了从各个测量阶段(早期到后期)的图产生的一系列图像。后期测量阶段的图更加精细，并且基于一组累积的腔内电压测量结果示出更多的身体内腔壁结构。在所示的图像中，这些测量结果是根据身体内腔内且远离身体内腔壁的测量探针位置、使用电场测量方法进行的，例如，如2017年8月17日提交的名称为FIELDGRADIENT-BASED REMOTE IMAGING(基于场梯度的远程成像)的美国临时专利申请号62/546,775中所描述的，所述美国临时专利的全部内容通过援引包括在本文。然而，在手术期间在新的探针测量数据变得可用时响应于新的探针测量数据而更新扁平化图像的一般原理也适用于其他形式的探针映射方法和/或测量，例如于2017年1月12日提交的名称为SYSTEMS AND METHODS FOR RECONSTRUCTION OF INTRA-BODY ELECTRICAL READINGS TOANATOMICAL STRUCTURE(用于将体内电气读数重建为解剖学结构的系统和方法)的美国临时专利申请号62/445,433、以及与该申请同日提交的国际专利申请PCT/IB2018/050192中所描述的方法，这些专利的全部内容通过援引包括在本文。
图17A-17B中使用的测量结果来自患者。将参考所示的某些所选特征及其在整个序列中的演变来描述这两个图像序列中的每一个。这些序列各自在时间上从左到右、从上到下进行(即，左上图像是序列中的第一个图像，其下面的图像是序列中的第五个图像，右下角的图像是序列中的第十六个(最后一个)图像)。图像被显示为心内膜(即，身体内腔的内表面的内部视图)全景图，例如，如本文关于图1C至图1D所描述的。所示的成像区域包括左心房的内表面和所连接的内腔、孔和/或腔。
在图17A中，所产生的初始图像(例如，使用刚刚通过卵巢窝从右心房进入左心房之后的电极探针获得的数据)的总体细节分辨率非常低，并且基本上仅示出一个假想的内腔1701。内腔1701基于加权算法而被自动分派到展开的全景图像中的中心位置，所述加权算法试图将分布在地图表面上的特征的“质心(center of mass)”置于由所述地图产生的全景图像的中心。
随着可用测量结果的数量增加，在图像中出现明显的第二孔1702，与第一孔偏移大约180°(特征1702看起来是分开的，因为它跨越了使心房表面展开成全景视图的分割)。稍后在穿过(在第二行四个图像中)时，两个相对凸起区域1703、1704也出现。然而，相对于与已被更好地测量的方向相对应的相对后退区域，这些凸起区域可能更好地表征为(最初)“无特征”区域，以揭示表面的特征。当新测量结果的添加导致由图17A的图像所表示的特征的质心(并因此改变所使用的自动扁平化参数)发生变化时，所有这些特征会略微四处移动。到第三行结束时，所识别的凹陷特征以相对高的分辨率表示(例如，通常为较尖锐的边缘，以及区域1701内的两个孔洞的分辨率)。然而，可用细节仍受限于受限的初始采样区域和所使用的探针取向。
从第四行开始，孔特征1702现在分成两个子特征1702A、1702B。区域1703分成两个子区域1703A、1703B。在揭示了区域1702B中的一些新细节之后，探针朝向特征1701和1702A的区域定向，从而使测量最终看起来分别将其解析为左PV和右PV。这些静脉可选地是治疗目标，例如，线消融手术的目标，该线消融手术旨在用于电隔离肺静脉使得它们不再能够将可能导致不协调的收缩和/或心房颤动的脉冲传输到心房。在序列的最终图像中，测量探针已经返回到其可以测量特征1702B的区域(所述区域现在解析为通向二尖瓣(在指示为特征1702B的黑暗区域的最右侧)的明显的孔)和明显地指示LAA的另一个区域(黑暗区域1702B的左叶)的位置。可选地，向用户呈现允许在特征的身份变得明显时手动标记特征的界面。可选地，特征是基于其单独地特性和/或与其他所解析特征相比较地特性而自动识别的。
转到图17B，最初可见两个孔状特征1711、1712和一个凸起区域1713(实际上为“无特征”区域)。进一步的测量结果引起对该图像的细化，直到大约第二行的第二图像。特征1712的区域(靠近图像的下中部)被选择作为通过收集附加数据来细化的第一目标。这允许特征1712被解析成两个不同的孔1712A、1712B，其中，凸起区域1713获取一些特征纹理并且在其间突出。到第三行的最后一个图像时，测量探针还探索了特征1711，其被揭示为与特征1712B部分地合并。最终图像(右下方)揭示了区域1712A内的右肺静脉(在那里明显变暗的两个叶对应于右上肺静脉和右下肺静脉的口)。左肺静脉的口在与左心耳(对应于特征1711)公共的凹处中彼此相邻(包括特征1712B)连接，其间具有凹陷的脊。凸起区域1713保持在左肺静脉口与右肺静脉口之间延伸的无特征范围。另一个凹处1714也变得明显，显然与二尖瓣的特征相关联。
进一步的扁平化变换
上文已经描述了几种用于展开或扁平化身体的内(或其他)表面的模型表面的方法。下文描述的是用于展开身体的内表面的模型表面的其他方法，所述方法可以代替(或作为补充)上文结合所描述的应用描述的任何方法来使用。通常，身体的表面可以是该身体的外表面或内表面。例如，如果身体是心脏腔室，则模型表面可以是心脏腔室的外表面或心脏腔室的内表面的模型。在下文通过示例的方式提及内表面。
一般而言，展开变换是将闭合3D模型变换为经展开的开放3D模型的变换。经展开模型也称为扁平化3D模型。如果将展开变换应用于开放3D模型，则开放3D模型将变得更加开放。例如，如果可以将正在变换的3D模型定义为具有浮凸细节的开放光滑表面，则可以将经展开模型定义为具有较小的全局曲率和对应的浮凸细节的开放表面。因此，展开变换是将模型表面变换为(更)开放表面(例如，具有比模型表面更小的全局曲率的表面)的变换。模型表面是身体的内表面的3D模型(也称为源3D模型)，并且开放表面是经展开模型。如果模型表面包括浮凸细节，则浮凸细节也可以被变换为开放表面上的浮凸细节。也就是说，在整个变换过程中保留了浮凸细节，尽管所述浮凸细节可能会失真，但是在变换期间不会丢失。因此，经展开模型或开放表面包括与3D模型或闭合表面相同或对应的浮凸细节。展开变换可以将3D模型变换为经展开模型，其中，经展开模型是开放表面。因此，展开变换将身体的3D内表面的模型变换为内表面的经展开3D模型。在身体的内表面是不可展开的表面的情况下，所述方法尤其有用。
身体的内部3D表面的3D模型可以由模型表面上的点定义，所述点对内表面进行建模。因此，展开变换可以将模型的点变换为经展开模型的定义经展开模型表面(并且因此定义内表面的经展开模型)的对应点。
参考图18，一种对身体的内部3D表面的3D模型进行可视化的方法包括获得模型的点的3D笛卡尔坐标的步骤1810。模型由点定义，并且所述点定义表示身体的内表面的模型表面。所述模型表面可以是不可展开的表面，并且所述模型表面可以是闭合表面。换句话说，所述模型表面可以具有二维曲率，使得在不使表面上各点之间的相应距离失真的情况下无法将所述表面扁平化。模型可以从来自如下所述的导管1920的信号中获得，或者可以在计算机可读存储介质上或通过用于可视化的数据连接提供。在上述方法中使用的点的坐标可以是已经从导管信号中导出用于定义模型的点，或者可以是定义模型的或从模型中提取的任何其他点。
在一些实施例中，获得3D模型的动作可以包括从文件读取坐标或以任何其他方式从数字存储器接收数据。在一些实施例中，获得指示内表面的模型的坐标的数据，并且使用下文讨论的方法处理这些数据以产生经展开模型。
在步骤1820处，将展开变换应用于定义模型的模型表面的点。展开变换可以应用于模型的每个点，并且将模型的每个点的坐标变换为经变换的3D坐标或点。经变换点定义经展开模型表面，即，表示身体的内表面的经展开模型的开放表面。展开变换由计算设备的处理器(例如，如下所述的处理器1950)执行。
在步骤1830处，将经展开模型表面的视图显示在显示器上，或者可以将经展开模型和/或视图存储以供后续显示。经展开模型的视图可以由如下文参考图19所述的显示器1960显示，诸如视频显示单元(诸如液晶显示器(LCD)或阴极射线管(CRT))。经展开模型的视图可以是经展开模型表面上的点的视图，其中，每个点在其相应的经变换坐标处(例如以导线网、固体发光表面、由这些点定义的多边形或样条的形式或使用任何其他合适的可视化技术)显示。
为了在步骤1830处生成经展开模型的任何视图，在一些实施例中，可以确定经展开模型相对于观察参考系的坐标系。这定义了观察经展开模型的观察方向，或者换句话说，定义了经展开模型相对于观察参考系的取向。
参考笛卡尔坐标系可以与经展开模型的视图一起显示。通常优先选择两个彼此垂直的笛卡尔平面，例如，XZ和XY平面。垂直性不一定是完美的，例如，两个平面之间可以具有除90°以外的角度，例如，在80°与100°之间，或者甚至在60°与120°之间的角度。除了确定图像平面外，还可以确定阴影的种类、阴影光的方向、阴影光源的位置等。
图18展示的方法可选地包括步骤1840、1850和1860，这些步骤与将导管位置的视图与经展开模型表面的视图一起显示有关。步骤1840至1860可以与步骤1810至1830同时执行，或者可以在步骤1810至1830之前或之后执行。
在步骤1840处，获得由模型表面围绕的导管点的坐标。导管点定义身体内部的导管(或更具体地，导管的远端)的位置。导管点可以是表示导管位置的单个点，或者是表示身体内部导管的位置和取向的多个点。导管点的坐标可以从如下所述的导管1920获得，或者可以存储在计算机可读存储介质上(如以上针对模型点所描述的)。
在步骤1850处，将展开变换应用于导管点的坐标，以获得经变换导管点的经变换坐标。经变换导管点定义导管相对于经展开模型表面的位置。经变换导管点可以指示导管相对于经展开模型的位置。导管相对于经展开模型的位置可以指示导管相对于内表面的位置。
在步骤1860处，将经变换坐标处的导管视图与经展开表面的视图一起显示。导管视图可以包括指示经变换坐标处的导管位置的标记，其中，所述标记与经展开表面的视图一起显示，以示出导管相对于经展开表面的位置。作为示例，图6B展示了心脏腔室2的经展开表面的视图以及指示心脏腔室内的导管的位置的标记31。标记可以指示心脏腔室内的导管的取向。例如，标记可以指示导管的远端所指向的方向。更具体地，上文描述了相对于经展开表面显示导管标记的其他方式，并且所述方式在这里同样适用。
步骤1840至1860可以被省略或被其他步骤代替。例如，经展开模型的视图可以包括或可以不包括经变换坐标处身体内导管的位置的指示。
可选地，所述方法进一步包括基于模型的附加点来计算经展开模型的更新视图的步骤。更详细地，所述方法包括获得模型的附加点，其中，所述附加点是模型表面上的对模型进行建模的附加点。可以从在身体内部进行的测量获得模型的附加点，并且可以通过身体内部的导管1920进行测量。所述方法包括通过将展开变换应用于模型的附加点以将模型的每个附加点变换为经展开模型的对应附加点来计算更新的经展开模型。经展开模型可以包括经展开模型的原始点和经展开模型的附加点。经展开模型可以是完全更新的经展开模型，其中，更新的经展开模型仅包括经展开模型的附加点，而不包括经展开模型的原始点。
可选地，所述方法进一步包括获得新导管点的坐标的步骤，所述新导管点定义身体内部导管的远端的新位置。将展开变换应用于新导管点，并且将新的经变换坐标(新的经变换导管点)处的导管视图与经展开表面的视图一起显示。新的经变换坐标处的导管视图可以包括标记，其中，标记从经变换导管点移动到新的经变换导管点。例如，移动标记可以涉及使标记从旧位置(原始的经变换导管点)消失，并且使标记出现在新位置(新的经变换导管点)。
可选地，经展开模型的视图包括在第一渲染方法中对心脏腔室的表面的一部分进行建模的中心模型与在第二渲染方法中对心脏腔室的其余部分进行建模的外围模型的组合，其中，所述外围模型散布在所述中心模型的外围。上述方法可以进一步包括以下步骤：致使显示经展开模型的作为中心模型与外围模型的组合的视图。
在一些实施例中，所述方法进一步包括将所述心脏腔室的表面的第一部分定义为所述表面的位于切割表面一侧的一部分，并且将所述心脏腔室的表面的其余部分定义为所述表面的位于所述切割表面另一侧的一部分，其中，所述切割表面被定义为穿过期望的有利点并且垂直于期望的观察方向的表面。
图19展示了被配置成执行本文所讨论的任何一个或多个方法的装置1910的一种实施方式的框图。例如，所述装置可以被配置成执行图18所展示的方法。装置1910包括输入模块1930，所述输入模块被配置成接收指示模型的点的信息。所述信息可以是表示模型的点的坐标的任何种类的数据，或者可以是指示在心脏腔室内进行的测量的信号。所述信息可以存储在耦合到输入模块的单独存储介质上。所述信息可以是模型的点的坐标，或者可以是指示模型的点的信息。
可选地，装置1910包括或者可以耦合到导管1920。所述导管可以被配置成在心脏腔室内部进行测量并且可以耦合到输入模块1930，所述输入模块从导管接收信号，其中，所述信号指示由心脏腔室内的导管进行的测量。所述测量可以指示心脏腔室的内表面的结构，并且可以指示心脏腔室内的导管位置。导管1920可以被设计用于体内导航；例如：电生理学(EP)消融导管和/或另一个消融导管(例如，化学消融或注射导管)。导管1920可以包括位于导管的远端部分的多个物理电极和/或传感器(可选地，电极用作传感器)。多个电极和/或传感器可以被配置成进行诸如电测量或磁性测量等测量。电极和/或传感器可以被配置成感测心脏腔室内导管的位置，并且可以能够感测心脏腔室的内表面上的点的位置。电极可以被配置成与处理器通信。在一些实施例中，处理器1950可以(例如，从用户)接收输入，所述输入指示电极的数量和/或电极之间的距离。在一些实施例中，所述距离用于根据由导管的电极使用上述局部缩放产生的电读数生成3D模型。例如，用户可以提供正在使用的导管探针(或导管)的商品名称，并且至少一个处理器可以被配置成将每个这种商品名称与多个电极以及所述电极之间的距离相关联，例如，通过从预编程的查找表中读取数据。
在装置1910的实施方式的示例中，输入模块1930可以是被配置成经由电线或经由传输信号的无线装置从导管1920接收信号的处理器。因此，输入模块可以包括输入端子，诸如被配置成接纳电线的插座，或者可以包括用于接收信号的无线接收器。可替代地，输入模块1930可以不具有处理器，而是可以包括输入端子，诸如用于接纳导线的插座或耦合到转换模块1940和/或处理器1950的无线接收器。
本披露的实施例描述了一种将电读数云变换为位置云并且将位置云重建成3D模型的方式。当导管在心脏腔室内时，电读数由导管1920的电极接收。导管携带有至少两个电极(称为“姐妹电极”)，这两个电极之间的距离是已知的。由姐妹电极同时进行的测量可以被称为姐妹测量，并且姐妹测量被变换到的位置可以被称为姐妹位置。为了找到以令人满意的方式将测量结果变换为位置的变换，定义成本函数，并且搜索使该成本函数最小化的变换。成本函数至少具有局部缩放项。通过最小化姐妹电极之间的距离与姐妹位置之间的距离之间的差异(或比率)来使局部缩放项最小化。如果定义距离的度量是心脏腔室结构固有的，则甚至可以改善从这种方法获得的模型。
在一些实施例中，成本函数可以包括两个项：局部缩放项和相干项。当将彼此接近的测量值(在某个度量下)变换为彼此接近的位置(在相同或其他度量下)并且将彼此远离的测量值变换为彼此远离的位置时，相干项会最小化。
导管可以被配置成基于导管的所感测位置或心脏腔室表面的点的所感测位置的测量结果来发送信号。基于心脏腔室表面上的点的所感测位置的信息可以用于确定心脏腔室表面的模型的模型表面上的点的坐标。
导管1920可以耦合到输入模块1930，或者可替代地或另外地，可以耦合到转换模块1940和处理器1950。导管的电极可以被配置成与输入模块1930、转换模块1940和处理器1950中的至少一个通信。例如，电极可以经由电线或经由用于将信号传输到相应的模块或处理器的无线装置来发送信号。
导管1920可以从图19的装置中省略，并且输入模块可以被配置成从能够发送这种信息的任何其他装置接收指示模型的点的信息。
装置1910进一步包括转换模块1940，所述转换模块被配置成将信号转换为定义模型表面的对心脏腔室的内表面的模型进行建模的点的坐标。转换模块还可以被配置成将信号转换为心脏腔室内的导管位置的坐标。如果输入模块接收的信息包括模型的点的坐标和导管位置的坐标，则可以从装置1910中省略转换模块1940。转换模块1940可以耦合到输入模块1930，使得转换模块1940被配置成从所述输入模块接收信号。可选地，可以省略输入模块1930，并且转换模块可以接收指示由导管进行的测量的信号。
在装置1910的实施方式的示例中，转换模块1940可以是处理器，所述处理器被配置成从输入模块1930接收信号并且将所述信号转换为坐标。转换模块可以包括输入端子(诸如被配置成接纳连接输入模块1930和转换模块1940的电线的插座)，或者可以包括用于从输入模块接收信号的无线接收器。可替代地，可以从装置1910中省略输入模块1930，并且转换模块1940包括被配置成将信号转换为坐标的处理器以及被配置成从导管1920接收信号的输入端子。
装置1910进一步包括处理器1950，所述处理器被配置成执行本文所讨论的任何一个或多个方法。处理器1950可以被配置成执行本文所讨论的任何一个或多个展开变换方法。处理器可以被配置成从转换模块1940、或者可替代地从输入模块1930、或者可替代地从导管1920接收点的坐标。
处理器1950可以被配置成通过将展开变换应用于表面的模型的点的坐标以获得经展开模型的点的坐标来计算经展开模型。处理器可以根据本文针对模型的每个点所讨论的任何展开变换来执行展开变换，从而将模型的每个点的坐标变换为经变换坐标。模型的每个点的经变换坐标定义经展开模型表面上的点。处理器还可以根据本文针对心脏腔室内的导管位置的坐标所讨论的任何展开变换来执行展开变换。处理器可以被配置成通过处理经展开模型表面的点的视图以及经变换导管点来致使显示经展开模型的视图。处理器可以被配置成通过将经展开模型的点的经变换坐标和导管点的经变换坐标发送到显示单元来致使显示经展开模型的视图。
在装置1910的实施方式的示例中，处理器1950可以是被配置成对模型和导管的点的坐标执行展开变换的任何类型的计算机处理器。处理器1950可以包括输入端子(诸如被配置成接纳将输入模块1930和/或转换模块1940连接到处理器的电线的插座)，或者可以包括用于从输入模块和/或转换模块接收信号的无线接收器。可替代地，可以从装置1910中省略输入模块1930和转换模块，并且处理器1950包括：计算机处理器，所述计算机处理器被配置成将信号转换为坐标，并且对所述坐标执行展开变换；以及输入端子，所述输入端子被配置成从导管1920接收信号。
装置1910可以进一步包括显示器1960，所述显示器用于显示经展开模型的视图。可替代地，装置1910可以包括输出端，所述输出端用于输出显示信号以致使外部显示器显示模型的视图。显示器1960可以被配置成从处理器1950接收指示经展开模型的视图的信息。所述信息可以是经展开模型的点的坐标和经变换导管点的坐标。可替代地，显示器1960可以从处理器1960接收指示经展开模型的渲染图像的信息。在装置1910的实施方式的示例中，显示器1960可以是视频显示单元，诸如液晶显示器(LCD)或阴极射线管(CRT)，并且可以包括诸如触摸屏等屏幕。显示器1960可以包括输入端子(诸如插座)，所述输入端子被配置成接纳将显示器连接到处理器1950的电线。
由显示器1960显示的经展开模型的视图可以是经展开模型表面上的点的视图，并且还可以包括经变换导管点处的标记，其中，所述经变换导管点是经展开模型的点以及心脏腔室内的导管位置的经变换坐标。经变换导管点处的标记可以指示导管的远端的位置和/或取向。
可选地，所述装置进一步包括用户界面，所述用户界面被配置成从用户接收显示指令。可以由装置根据显示指令来显示经展开模型的视图。
作为示例，显示指令可以包括显示指示观察方向(即，观察经展开模型的方向)的图标的指令。然后，所述装置可以将经展开模型的视图与该图标一起显示。作为进一步示例，显示指令可以包括在用户定义的取向上显示经展开模型的视图的指令。然后，所述装置可以在该取向上显示经展开模型的视图。一般而言，用户界面可以接收经展开模型的取向的指示，并且显示器可以在经由用户界面指示的取向上显示经展开模型的视图。
用户界面可以允许用户通过拖动鼠标或操纵另一用户输入设备(诸如触笔、滑块、旋钮或按钮)来改变原点和/或观察方向，这些设备可以被实施为物理特征或在屏幕上实施。例如，在原点上点击鼠标并且拖动可以移动原点，而远离原点点击鼠标并拖动鼠标可以改变观察角度。
作为又进一步示例，显示指令可以包括以用户定义的展开程度显示模型的视图的指令。显示指令可以包括可由用户选择的展开因子α的值。换句话说，用户可以向处理器1950指示期望的展开程度。所述指示可以例如通过输入展开参数的值，或者通过调整具有可调的位置或取向的可调输入元件。例如，屏幕外输入元件可以是能够在两个或更多个位置之间切换的旋钮，每个位置对应于展开参数的特定值。在另一个示例中，屏幕上输入元件可以是滑块(其能够在展开参数的两个或更多个值之间滑动)、按钮或旋钮、或任何其他可调指示装置。在一些实施例中，当用户例如通过滑动滑块来改变指示时，部分展开的视图改变以反映展开参数的瞬时值。在一些实施例中，模型在用户的眼睛前面展开，从而在理解折叠视图与展开视图之间的关系上提供进一步的帮助。换句话说，所述装置可以被配置成当用户将展开因子从初始值改变为最终期望值时，以中间展开程度显示经展开模型的视图。在一些实施例中，用户可以控制展开被展示的速度，在他希望的任何点处停止(并且然后选择继续)展开。然后，所述装置可以根据展开因子α来显示经展开模型的视图。用户可以通过输入数值来指定展开因子。下文解释了展开因子α。
作为又进一步示例，显示指令可以包括在显示经展开模型的第一视图的同时显示经展开模型的第二视图的指令。显示指令可以进一步包括在用户定义的取向上显示经展开模型的第二视图的指令。一般而言，用户界面可以接收经展开模型的取向的指示，并且显示器可以在经由所述用户界面指示的取向上显示经展开模型的第二视图。
经展开模型的第二视图的取向可以与第一视图的取向不同。例如，可以将观察第一视图和第二视图的方向设置为彼此横向，例如定义在60度到90度之间(更确切地是在70度到90度或80度到90度之间)的锐角。在一些实施例中，两个观察方向可以彼此正交。通过提供在取向上明显不同的视图，将更容易判断物体(诸如与模型一起显示的导管或导管尖端)相对于模型表面的距离和取向，因为将导致所述视图中的一个视图的投影变浅或视图模糊的距离可能在所述视图中的另一个视图中清晰可见。
在一个示例中，可以在多个不同的取向上显示经展开模型的多个视图，其中，多个视图中的每个视图顺序地显示。换句话说，所述多个视图的视图一个接一个地显示，以提供所述经展开模型的视图的连续移动的效果。
在另一个示例中，可以同时显示经展开模型的多个视图，其中，每个视图指示不同的展开程度。
参考图20，根据图18的步骤1820和1850并且例如由图19的处理器1950执行的展开变换方法的实施例包括获得模型表面上的对内表面进行建模的点的极坐标的步骤2010。在一些实施例中，以笛卡尔形式提供模型表面上的点，并且步骤2010可以包括将模型的点的笛卡尔坐标转换为极坐标。例如，步骤2010可以包括使用从笛卡尔坐标到极坐标的常规变换。然后，通过极坐标来定义模型的每个点，包括方位、倾斜和径向坐标。相对于原点(诸如由模型表面围绕的体积内的参考点)定义极坐标。可以相对于第一轴线和第二轴线定义模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标，所述第一轴线和所述第二轴线从参考点彼此垂直地延伸，并且一起定义垂直于第二轴线的并且所述第一轴线位于其中的参考平面。具体地，将方位坐标定义为第一轴线与从参考点延伸并且穿过模型的该点的模型点线在参考平面上的投影之间的角度。将倾斜坐标定义为模型点线与模型点线在参考平面上的投影之间的角度。每个点的径向坐标可以定义为原点与该点之间的距离。
在步骤2020处，通过将每个坐标乘以为正且小于一的展开因子α来减小模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标。每个点的相乘的方位坐标和倾斜坐标是经变换的方位坐标和倾斜坐标，所述经变换的方位坐标和倾斜坐标表示经展开模型的对应点的方位坐标和倾斜坐标。换句话说，经展开模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标等于3D模型的对应点的方位坐标和倾斜坐标乘以展开因子α。一般而言，与α相乘的效果可以理解为将模型表面上的点成角度地朝着沿第一轴线并且从参考点延伸的线移动。该线可以表征为对模型进行展开所围绕的线。
展开因子α可以被认为指示展开程度。换句话说，α的最小值可以表示最大展开程度。当α越小，模型的每个点经历越大的角位移，并且因此朝着第一轴线移动更大的角距离。
可替代地，可以以不同的方式减小方位坐标和/或倾斜坐标，例如，通过减去某个值，或者通过导致每个坐标的方位角和/或倾斜角减小、并且尤其是导致如上所述的模型点的角移动的任何其他手段。
更一般而言，如上所述减小角度的效果使模型表面上的点彼此更靠近。由于减小了模型的每个点的角坐标，因此这意味着也减小了模型的每个点之间的方位角和倾斜角，从而减小了沿模型表面在每个点之间的弧长，并且从而使所述点彼此更靠近。
在步骤2030处，增大模型的每个点的径向坐标，以便与模型表面的全局曲率相比增大经展开模型表面的全局曲率。在一些实施例中，每个点的径向坐标的增大取决于展开因子α。例如，可以将取决于α的值添加到每个点的径向坐标。通常，所添加的值可以与α成反比例。在一些实施例中，模型的总面积(或模型的一些其他特性参数)保持不变，因为径向坐标的添加补偿了角坐标的减小，因此模型的表面面积或其他特性参数不会有太大变化，或者根本不会变化。例如，可以通过将与展开因子α成反比的量添加到径向坐标来增大径向坐标。在一些实施例中，添加到模型的每个点的径向坐标的量可以等于值β与展开因子α的倒数与一的差的乘积。值β指示以参考点为中心并且由模型表面上的点围绕的想象闭合表面的大小。可选地，想象闭合表面是球形的，并且β是想象闭合表面或想象球体的半径。
每个点的增大的径向坐标是经变换的径向坐标，所述经变换的径向坐标表示经展开模型中对应点的径向坐标。换句话说，经展开模型的每个点的径向坐标等于3D模型的对应点的径向坐标增大了量β(1/α-1)。
更一般而言，如所描述的增大径向坐标的效果是使模型表面上的点径向向外移动，从而减小得到的表面的曲率，并且通过增大表面的每个点之间的弧长将点分散开。因此，将认识到，可以替代地使用实现该效果的对径向坐标的任何操纵。径向坐标的增大因此导致沿着模型表面的每个点之间的弧长增大，并且可以通过减小角坐标和径向坐标来补偿在步骤2020处导致的每个点之间的弧长减小。因此，径向坐标的增大可以在模型的点经历展开变换以成为经展开模型的点时保留模型的点之间的距离。然而，必须注意的是，上文提到的弧长是沿着第一轴线与想象球体相交的“极点”之间的“经线”。下文讨论的图22示出一个这种“经线”圈以及变换对这种圈上的点的影响。将理解的是，沿通过从所展示的圈围绕第一轴线旋转而获得的任何这种圈的弧在变换时会以这种方式表现，但是穿过此类“经线”或圈(例如沿“纬线”)的弧可能因所述变换失真。步骤2030可以在步骤2020之前、之后或同时执行，因为步骤2020和2030中的每一个对独立的坐标进行变换，并且因此径向坐标的变换不影响方位坐标或倾斜坐标的变换，反之亦然。
减小每个点的角坐标并增大径向坐标的步骤具有将以参考点为中心并由模型表面围绕的想象闭合表面变换为想象开放表面的效果。通过2020和2030的变换，将想象闭合表面上的点变换为想象开放表面上的点。想象闭合表面上的每个点的径向增大2030致使想象闭合表面上的点之间的弧长在面临这些点的角位移2020时得以保留。因此，这些变换步骤具有致使想象开放表面上的经变换点之间的弧长与想象闭合表面上的对应点之间的弧长相同的效果。因此，在一些实施例中，变换是沿半径为β的想象球体上的点的“纬线”保留长度的，并且类似地沿针对靠近该想象球体的点的“纬线”是接近保留长度的。
定义模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标的第一轴线和第二轴线从参考点延伸，并且在相应的第一表面参考点和第二表面参考点处穿过想象闭合表面。
在一些实施例中，减小模型的每个点的角坐标并增大径向坐标以将模型的点变换为经展开模型的点的步骤具有将模型表面变换为经展开模型表面的效果，使得模型表面上的每个点与想象闭合表面之间的法向距离基本上等于经展开模型表面上的对应点与想象开放表面之间的法向距离。
如本领域技术人员将理解的，想象闭合表面和想象开放表面不需要根据实际坐标来定义，而是在这里假设地使用以展示展开变换对模型的点的影响。类似地，不需要根据坐标来定义第一表面参考点和第二表面参考点，而是可以将所述点定义为第一轴线和第二轴线分别穿过想象闭合表面的点，并且可以将所述点定义为第一想象表面参考点和第二想象表面参考点。
在步骤2040处，使用从极坐标到笛卡尔坐标的常规变换将表示经展开模型的坐标的经变换的方位坐标、倾斜坐标和径向坐标转换为笛卡尔坐标。当使用在笛卡尔坐标中工作的渲染引擎时，这可能是有用的，但是如果例如直接在极坐标中渲染点，则可以将其省略。因此，一般而言，步骤2040是可选的。
模型的每个点的径向坐标的增大可以具有以下效果：致使经展开模型的得到的经变换点具有远离原点(参考点)的第三(Z)坐标。因此，得到的经展开模型的视图可能看起来远离原点，并且因此在显示时较小。为了抵消这一点，可选地，在步骤2050处，通过从Z坐标减去与在步骤2030中定义的径向坐标的增大相等的量来变换经展开模型的每个点的Z坐标。例如，在通过添加β(1/α-1)增大径向坐标的实施例中，可以将经展开模型的每个点的Z坐标减小量β(1/α-1)。
可以使用类似的变换将图20的展开变换方法同样地应用于在笛卡尔坐标中定义的模型的点。在这种情况下，如果尚未在笛卡尔坐标中定义模型的点，则可以省略步骤2010或获得模型的点的笛卡尔坐标。步骤2020和2030可以被用于执行笛卡尔坐标中的模型点的等效变换移动的相应类似变换步骤代替。在这种情况下，步骤2040被省略，因为经展开模型的点的经变换坐标保持在笛卡尔坐标中定义。
参考图21，根据图18的步骤1820和1850并且例如由图19的处理器1950执行的另一展开变换方法包括获得模型表面上的对表面进行建模的点的极坐标的步骤2110。获得所述模型的所述点在极坐标中的表示可以包括使用到极坐标的常规变换将所述模型的所述点的坐标变换为极坐标。
步骤2110可以包括使用从笛卡尔坐标到极坐标的常规变换将模型的点的笛卡尔坐标转换为极坐标。然后，可以通过极坐标定义模型的每个点，包括方位、倾斜和径向坐标。相对于原点(诸如由模型表面围绕的体积内的参考点)定义极坐标。可以相对于从参考点延伸的第一轴线和第二轴线定义模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标。具体地，可以以与参考图20描述的相同的方式来定义每个点的方位坐标和倾斜坐标。
在步骤2120处，通过应用制图投影变换以变换模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标来变换模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标，从而获得变换的x和y笛卡尔坐标。制图投影可以是摩尔威德投影，如Wolfram Math WorldTM在http://mathworld.wolfram.com/MollweideProjection.html描述的，或Plate Carrée投影，或将方位坐标和倾斜坐标变换为二维笛卡尔坐标的任何其他类型的投影。如本领域技术人员将理解的，制图投影将2D坐标变换为经变换的2D坐标。因此，制图投影不影响模型的点的径向坐标。
在步骤2130处，通过将每个坐标乘以为正且小于一的展开因子α来减小模型的每个点的经变换的x和y笛卡尔坐标。该步骤致使点的移动与上述步骤2020类似，并且关于更一般化的点移动的相同考虑同样适用。
在步骤2140处，通过应用制图投影的反函数，将模型的每个点的经变换且减小的x和y坐标变换回方位坐标和倾斜坐标。逆向制图投影将模型的每个点的经变换且减小的x和y坐标变换为表示经展开模型的对应点的方位坐标和倾斜坐标的减小的方位坐标和倾斜坐标。换句话说，当使用制图投影变换为笛卡尔坐标、通过乘以α来减小、并且使用制图投影的逆投影变换回极坐标时，经展开模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标等于3D模型的对应点的方位坐标和倾斜坐标。逆向制图投影不影响模型的点的径向坐标。
在步骤2150处，在一些实施例中，通过向径向坐标添加与展开因子α成反比的量来增大模型的每个点的径向坐标。添加到模型的每个点的径向坐标的量等于值β与展开因子α的倒数与一的差的乘积。值β指示以参考点为中心并且由模型表面上的点围绕的想象闭合表面的大小。可选地，如上所述，想象闭合表面是球形的，并且β是想象闭合表面或想象球体的半径。如上所述，更一般而言，该径向移动致使所述点径向向外并且彼此分开地移动，并且关于步骤2030的相同考虑同样适用。
每个点的增大的径向坐标是经变换的径向坐标，所述经变换的径向坐标表示经展开模型中对应点的径向坐标。换句话说，经展开模型的每个点的径向坐标等于3D模型的对应点的径向坐标增大了量β(1/α-1)。由于步骤2120和2140中的变换不影响模型的点的径向坐标，因此，在步骤2150处对模型的每个点的径向坐标的变换可以在步骤2120至2140中的任一个之前、之后或同时进行。
与以上参考图20讨论的方法类似，减小每个点的角坐标并增大径向坐标的步骤具有将以参考点为中心并由模型表面围绕的想象闭合表面变换为想象开放表面的效果。想象闭合表面上的每个点的径向增大2150致使想象闭合表面上的点之间的弧长在面临这些点的角位移(由步骤2120至2140导致)时得以保留。因此，这些变换步骤具有致使想象开放表面上的经变换点之间的弧长与想象闭合表面上的对应点之间的弧长相同的效果。
还与以上参考图20讨论的方法类似，减小模型的每个点的角坐标并增大径向坐标以将模型的点变换为经展开模型的点的步骤具有将模型表面变换为经展开模型表面的效果，使得模型表面上的每个点与想象闭合表面之间的法向距离基本上等于经展开模型表面上的对应点与想象开放表面之间的法向距离。
在步骤2160处，使用从极坐标到笛卡尔坐标的常规变换将表示经展开模型的坐标的经变换的方位坐标、倾斜坐标和径向坐标转换为笛卡尔坐标。至于步骤2040，这是可选的。
模型的每个点的径向坐标的增大可以具有以下效果：致使经展开模型的得到的经变换点具有远离原点(参考点)的第三(Z)坐标。因此，得到的经展开模型的视图可能看起来远离原点，并且因此在显示时较小。为了抵消这一点，可选地，在步骤2170处，通过从Z坐标减去与在步骤2150中定义的径向坐标的增大相等的量来变换经展开模型的每个点的Z坐标。换句话说，经展开模型的每个点的Z坐标可以减小量β(1/α-1)。
通常，可以看出步骤2120、2130和2140与上述步骤2120相对应，并且步骤2150与步骤2030相对应，并且步骤2160与步骤2040相对应，因此以上关于图20的讨论在进行必要的修改后适用于图21的讨论。
代替或作为模型的点的补充，图20和图21的展开变换同样可以适用于导管点，其中，导管点是导管位置的坐标。
图22A至图22C展示了图20中针对极坐标中定义的模型的点展示的展开变换的示意性示例。这些图中展示的展开变换表示图22A中的闭合模型表面2280到图22B中的部分展开的模型表面2280’和图22C中的部分展开的模型表面2280”的“部分”展开。在这种情况下，部分展开的模型表面对应于展开因子α的中间值。换句话说，对于部分展开的模型，展开因子α是最小值与最大值之间的值，并且因此展开程度在最小值与最大值之间。更一般地，部分展开的模型是可以描述为开放弯曲表面或具有有限曲率的开放表面的模型，而折叠模型可以描述为闭合弯曲表面，并且完全展开的模型可以描述为开放且扁平的表面。也就是说，完全展开的模型可以是零曲率表面。
在图22A至图22C展示的2D表示中，表示模型表面的圈2280表示如以上所讨论的经线圈。随着展开变换增大径向坐标并且使模型的点的方位坐标减小到经线圈2280’或2280”的点上，保留沿该经线圈2280的点之间的弧长。例如，这些图展示了模型的每个点的方位坐标和径向坐标的展开变换。本领域技术人员将理解，该展开可以扩展到3D模型，其中，可以以类似方式变换倾斜坐标。如本领域技术人员将理解的，该展开变换可以使用类似变换同样应用于在笛卡尔坐标或任何其他表示中定义的模型的点。
参考图22A，想象闭合表面2230(虚线)以参考点2240为中心。想象闭合表面2230不需要根据想象闭合表面上的点的坐标来定义。相反，想象闭合表面仅用于帮助理解展开变换的效果。换句话说，想象闭合表面2230是“想象的”，因为它不一定作为展开变换的一部分实际存在，而是仅在本文中用于解释展开变换的效果。
在所展示的示例中，想象闭合表面2230是球形形状(在2D中为圆形)，然而想象闭合表面2230可以是另一种其他类型的闭合表面形状，诸如椭球形或任何任意的闭合表面。想象闭合表面的中心2240(由想象闭合表面围绕的参考点的位置)被定义为位于想象闭合表面的表面上的所有点的坐标平均值。参考图22A至图22C，想象闭合表面2230在下文中被称为想象球体2230。
第一表面参考点2220位于想象球体的表面上，并且第一轴线2210从参考点2240延伸并且穿过第一表面参考点2220。考虑到3D表示，第二轴线将在垂直于第一轴线的方向上从参考点2240延伸。点2270和2275表示模型的点，所述点位于图的平面中并且在模型表面2280上对身体的内表面进行建模并围绕想象球体2230。为简单起见，图22A中的模型表面2280已经展示为规则的圆形形状。然而，模型表面2280可以是围绕参考点2240的任意3D表面，并且点2270和2275可以在模型表面上的任何点处。想象开放表面2290分别与点2270和2275之间的法向距离2260和2265可以具有不同的值。同样地，虽然第一表面参考点2220在平分点2270、2240和2275之间的角度的角平分线上，因此角度A和B相等，但不一定如此，并且第一轴线2210可以在图的平面中的任何方向上从参考点延伸，使得第一表面参考点2220可以位于沿想象球体2230的、第一轴线穿过想象球体的任何地点。
点2270和2275位于想象球体之外，并且在点与想象球体之间具有相应的法向距离2260和2265。当沿着在参考点2240与每个相应点2270和2275之间延伸的线进行测量时，法向距离2260和2265是想象球体2230与点2270和2275之间的距离。距离2250和2255是参考点2240与想象球体表面之间的径向距离。由于想象球体2230不是展开变换的一部分并且仅用于说明展开变换的效果，因此，法向距离2260和2265以及距离2250和2255也仅用于说明展开变换的效果，而不一定被定义为展开变换本身的一部分，而是表征所披露的一些实施例的展开变换。分别沿在参考点与模型的点2270和2275之间延伸的线测量距离2250和2255。点2270和2275的径向坐标分别定义为2250与2260的和以及2255与2265的和。角度A和B分别是在第一轴线2210与线2250和2255之间形成的角度。点2270和2275的方位坐标或倾斜坐标可以分别定义为角度A和B。图22A展示了在将展开变换应用于点2270和2275之前的模型。
图22B展示了展开变换之后的点2270和2275。已经通过展开变换对点2270和2275进行了变换，并且所述点现在是经展开模型的经展开表面2280’上的点。展开变换具有将想象球体2230变换为想象开放表面2290的效果。想象球体2230是想象闭合表面，已经使用展开变换将其变换为想象开放表面2290。想象开放表面2290的半径大于想象球体2230，因为通过展开变换、通过添加量增大了想象球体的半径，使得在变换期间保留了想象球体上的点之间的弧长。因此，想象开放表面2290上在线2250与2255之间的弧(穿过点2220)的长度与想象球体2230上这些相同线之间的弧的长度相同。可选地，增大是添加量其中，β指示想象球体2230的半径。想象球体2230在图22B中示出，以展示当想象球体经历展开变换并且变换为想象开放表面2290时半径的增大。
使用展开因子α执行图22B中展示的展开变换，其中，α为正且小于一。通过分别将角度A和B乘以α，点2270和2275在朝着第一轴线2210的方向上成角度地位移，从而减小了角度并且致使点2270和2275朝着第一轴线2210进行角位移。换句话说，点2270和2275的方位坐标或倾斜坐标已经减小。
通过向距离2250和2255添加δ来增大点2270和2275的径向坐标。以这种方式，想象开放表面2290的半径2250、2255已经增大，而点2270和2275分别与想象开放表面2290之间的法向距离2260和2265保持不变，即，与图22A相同。换句话说，展开变换具有将想象球体2230变换为想象开放表面2290的效果，使得点2270和2275与想象开放表面上的对应点之间的法向距离2260和2265基本相等。在此，基本相等旨在意指相应的法向距离等于公差之内，诸如在展开变换的实施内可能出现的舍入误差或其他系统误差。
作为示例，3D模型可以是心脏腔室内表面的模型，并且所述模型可以包括示出例如对连接到心脏腔室的血管进行建模的“深孔”的浮凸细节，并且还可以包括示出心脏腔室的表面的“脊”的浮凸细节。应当理解，模型表面上表示深孔的点到在心脏腔室表面内定义的想象球体的法向距离较大，并且同样地，模型表面上表示脊的点到想象球体的法向距离可能较小。因此，当应用展开变换时，经展开模型上深孔的对应点到想象开放表面2290的法向距离将与模型表面上表示深孔的点与在心脏腔室表面内定义的想象球体之间的法向距离基本相同。同样地，经展开模型上脊的对应点到想象开放表面的法向距离将与相应法向距离相同。这说明经展开模型包含与表面的3D模型相同的浮凸细节。
图22C还展示了以与图22B相同的方式进行展开变换之后的点2270和2275，但是展开因子α具有不同值。更具体地，与图22B相比，图22C的展开因子α较小，这表明展开程度较大。与图22B相比，图22C中的角度A和B的减小较大，因为A和B乘以较小的展开因子α。换句话说，点2270和2275的方位坐标或倾斜坐标的减小较大。因此，点2270和2275朝着第一轴线2210的角位移较大。
同样地，与22B相比，图22C中的径向坐标的增大(由于想象开放表面2290的半径2250或2255的增大)较大，因为所述增大与α成反比。
角位移和径向坐标增大之后，图22C展示的点2270和2275是经展开模型的经展开模型表面2280”上的点。与图22B的经展开表面2280’相比，图22C的经展开模型表面2280”具有更大的半径，即，较小的曲率。因此，图22C的经展开表面2280”具有较大的展开程度，因为图22C的经展开表面2280”更接近于完全展开(扁平、零曲率)的表面。
如本领域技术人员将理解，如果在其他坐标系的笛卡尔坐标中定义了点2270和2275，可以使用用于这种其他坐标系(例如，笛卡尔坐标系)的对应变换来同等地实施图22B和22C中示出的点2270和2275相对于图22A中示出的原始位置的角度和径向移动。
图22A至图22C仅是二维展开过程的说明性示例。
参考图22B和图22C，展开因子α指示展开程度。展开因子可以是连续的，并且可以取0与1之间的任何值。
参考图22B，α的较高值(接近一)导致方位角和倾斜角减小较小的量(当这些角度乘以α时)，并且径向坐标增大较小的量(当径向坐标增大与成比例的量时)。因此，在这种情况下，经变换坐标与模型的点的坐标无异。因此，经展开模型的点(在经变换坐标处)处于在形式上与3D模型的闭合内表面相似的经展开表面上。可以认为，这种经展开模型具有较小的展开程度，因为α的选择致使模型的点的坐标向经展开模型的点的较小变换。得到的经展开模型具有较高的曲率。
相反，参考图22C，α的较小值(接近零)导致方位角和倾斜角较大减小(当角度乘以α)时)，并且径向坐标大幅增大(当径向坐标增大与成比例的量时)。因此，在这种情况下，经变换坐标从模型的点的坐标中明显移除。因此，经展开模型的点(在经变换坐标处)处于在形式上与3D模型的闭合内表面不相似的经展开表面上。可以认为，这种经展开模型具有较大的展开程度，因为α的选择致使模型的点的坐标向经展开模型的点的较大变换。得到的经展开模型具有较低曲率。
如技术人员将理解，展开因子α的不同值导致不同的“展开程度”，其中，展开程度表示经展开模型的曲率。
在α的最小值(最大展开程度)的情况下，经展开模型可以具有零曲率。也就是说，经展开模型可以是包括内表面的3D模型的浮凸细节的扁平模型。可替代地，最大展开程度可以表示具有非零曲率的经展开表面。也就是说，由于展开因子α趋于零，展开变换致使模型的方位坐标和倾斜坐标到扁平表面的plate Carrée或其他制图投影，使得经展开模型变成包括表面的3D模型的浮凸细节的扁平模型。
在α处于最小值与最大值之间的中间值的情况下，经展开模型具有比最大展开程度更大的曲率，但是比最小展开程度更小的曲率。认为α的中间值以及中等展开程度对应于部分展开的模型。
在一些实施例中，展开变换具有将以参考点为中心的想象闭合表面变换为具有零曲率的开放想象表面的效果。换句话说，开放想象表面位于平面中。在这些实施例中，将原始模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标变换为平面中经展开模型的对应点的相应的第一和第二(x和y)笛卡尔坐标。所述变换可以实施为Plate Carrée变换(图20变换的极限情况，因为α趋于零)、摩尔威德变换、或具有对于当前应用而言具有期望特性的任何其他变换。因此，第一笛卡尔坐标和第二笛卡尔坐标定义在想象开放表面的平面中。将第三笛卡尔(z)坐标定义为垂直于想象开放表面的平面。因此，开放想象表面可以是平面，其中，所述平面的所有点都具有相同的第三笛卡尔坐标。
将模型的每个点的径向坐标变换为经展开模型的对应点的第三笛卡尔坐标，其中，第三笛卡尔坐标可以定义为开放想象表面的第三笛卡尔坐标与想象闭合表面与模型的该点之间的法向距离之和。
可替代地，可以定义笛卡尔坐标系，使得想象开放表面位于第一笛卡尔坐标轴线和第二笛卡尔坐标轴线上。换句话说，想象开放表面的每个点的第三笛卡尔坐标为零。因此，可以将经展开模型的每个点的第三笛卡尔坐标定义为想象闭合表面与3D模型的对应点之间的法向距离。
在一些实施例中，经展开模型的视图包括与涉及所建模的身体部分的时变信息的当前状态有关的信息。例如，心脏腔室的视图可以包括与涉及该心脏腔室的时变信息的当前状态有关的信息。作为示例，时变信息可以是叠加在心脏腔室的视图上的激活图，如以上参考图3所述。如图3所示映射到心脏腔室的经展开模型的视图上的激活图示出了色标，所述色标指示从脉冲开始之后其到达心脏腔室内表面的每个特定区域的相对时间。
在一个实施例中，经展开模型的第一视图和/或第二视图是预定义视图，其中，根据多个预定义观察参数中的至少一个显示所述预定义视图，所述多个预定义观察参数包括：展开因子或指示展开程度的值；指示想象闭合表面的大小的值；所述想象闭合表面上的所述第一表面参考点和/或第二表面参考点；以及经展开表面的第一视图和/或第二视图的取向。
在一些实施例中，第一表面参考点和/或第二表面参考点可以由用户确定以定义从参考点延伸的第一轴线和第二轴线。可替代地，第一轴线和第二轴线可以由用户确定。因此，用户可以确定模型的点的角位移发生的方向，从而确定展开变换发生的方向。在一些实施例中，用户可以通过确定模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标的角位移的方向来确定经展开模型的视图。
展开变换的相关实施例在如上所述的球坐标中获取模型(例如，从一组笛卡尔坐标中变换)，并且例如通过乘以小于一的正因子(诸如上文描述的α)来缩小角度坐标。然后使用取决于径向大小(对应于制图用例中的全局半径)的制图投影将缩小的角度坐标变换为2D笛卡尔坐标，所述制图投影是例如以下已知投影之一：摩尔威德、墨卡托(Mercator)、盖尔(Gall)立体投影、盖尔-彼得(Gall-Peters)投影、埃克特四世(Eckert IV)投影、奥特柳斯(Ortelius)椭圆形等。例如，正在变换的模型将具有特有的径向大小(例如上文描述的β)，诸如在左心房的模型的情况下为30mm。然而，为了至少部分地补偿角度坐标的缩小，代替将这种特有的径向大小用于制图投影，使用了增大的径向大小R。例如，在一些实施例中和δ如上所述。较大的R确保经展开模型的面积不会太小。如在上述制图极限情况下，将第三笛卡尔坐标视为原始球坐标的每个对应点的径向坐标。
可以看到上述变换将浮凸细节重新分布在弯曲表面上，使得表面被划分为浮凸细节占据的占据部分和没有浮凸细节的自由部分，并且增大了弯曲表面的曲率。然后，显示曲率增大的弯曲表面的占据部分。本披露扩展到利用这些步骤的任何显示或可视化方法，无论是以如上所述的方式实施还是以其他方式实施。在该方法的一些实施例中，连接重新分布之前的浮凸细节的位置和重新分布之后的浮凸细节的位置的相应的想象线不相交。如上所述，表面可以是不可展开的。曲率增大后的占据部分的表面面积可以是在曲率增大之前的整个表面的表面面积的一半到两倍之间，从而使得在某种程度上保留浮凸分布的表面面积或其他特征。如上述特定示例中，弯曲表面可以是身体部分的表面(例如身体的内表面)的模型。身体可以是人类或非人类动物的器官，例如如上所述的心脏或心脏的一部分。例如，如上所述，这种显示或可视化方法可以在辅助医师执行导管插入过程的方法中使用。这种辅助方法可以包括：从导管接收数据，以及基于从导管接收的数据生成身体部位的弯曲表面的3D模型。所生成的3D模型包括分布在整个弯曲表面上的浮凸细节，并且所述方法包括可视化或显示如上所述生成的曲率增大的弯曲表面的占据部分，以及向执行导管插入过程的医师显示所述表面的视图。
进一步提供了一种呈现心脏腔室壁的表面的三维模型的方法，所述方法包括：确定观察点和观察方向；展开所述模型，使得所述表面的在切割表面后面垂直于所述观察方向穿过所述有利点的部分呈现在所述表面的在所述切割表面前面的部分的外围；以及将所述经展开模型与表示所述观察方向的图标一起显示。
进一步提供了一种用于使用根据一些方法的方法来显示模型的装置，所述装置包括用户界面，所述用户界面被配置成允许用户指示期望的有利点和期望的观察方向。
在一些实施例中，所述装置进一步包括显示器，所述显示器在得到的经展开三维模型附近示出观察方向的取向。
在一些实施例中，所述用户界面允许所述用户连续地指示不同的有利点和/或观察角度，并且所述显示器示出与所述有利点和/或观察角度同时变化的所述经展开模型。
参考图23，显示器8在左侧显示心脏腔室的经展开模型的第一视图，并且在右侧以与第一视图不同的取向显示经展开模型的第二视图。在第一视图中，清楚地示出了以下解剖学特征：右上肺静脉(PV)10、右下PV 12、异常右PV 14、左下PV 16、左上PV 18和左心房附件20。在第二视图中也清楚地示出了一些相同的特征，例如，右上PV(SRPV)10、右下PV(IRPV)12、异常右PV 14和左下PV(ILPV)16。参考图23描述的第一视图和第二视图还示出了相应的图像32和34，所述图像是仅部分展开时的经展开模型的视图。这些部分展开的视图可以用作附加取向辅助，因为所述视图可以辅助用户理解完全展开的视图(处于最大展开程度的经展开模型的视图)的取向。还可以通过在闭合和打开(原始模型和经展开模型)视图之间进行连续移动来简化取向，从而使得一个视图中的特征被示出成为另一视图中的对应特征。可以将心脏腔室表面的原始模型的视图和/或部分展开的视图与完全展开的模型的视图一起显示。
第二视图的取向与第一视图的取向成90°角。然而，取向可以是与第一视图的取向成180°角。可选地，第二视图的取向可以相对于第一视图处于任何角度。
在有利的实施例中，模型的第二视图的取向与第一视图的取向成大于0°且小于180°的角度。可选地，该角度在60°与120°之间，并且优选地为90°。也就是说，在有利的实施例中，经展开模型的第一视图和第二视图可以彼此垂直。
参考图23，经展开模型的第一视图和第二视图可以各自进一步包括身体内部导管22的位置指示。导管的位置可能会在身体内部发生变化(如果身体是心脏腔室，则导管可能会在心脏腔室内部移动)，并且可能难以在经展开模型的一个视图中对导管的移动进行可视化。特别地，如果导管在看起来垂直于显示视图的屏幕的平面的方向上移动(即，导管看起来朝着屏幕平面或远离屏幕平面移动)，可能存在这种情况。因此，当仅观察在一个取向上显示的经展开模型的一个视图时，观察经展开模型的用户可能无法识别导管的确切位置。
经展开模型的与第一视图垂直取向上的第二视图将能够将导管移动显示为沿着屏幕平面的移动，从而向用户清楚地显示身体内导管的位置。因此，有利的是同时提供经展开模型的两个垂直视图，使得用户总是可以确定导管的位置以及导管在身体内部移动的方向。
再次参考图23，经展开模型的第一视图伴随有示出观察方向的图标30。第二视图可以可选地包括图标以及第一视图或代替第一视图。例如，图标可以具有戴帽子头部(hat-wearing head)的形状。当观察方向改变时，图标保持看着观察方向，并且因此图标的取向改变。因此，图标可以指示观察经展开模型的方向。如果身体是动物或人类的内部器官(或其一部分)，则图标可以指示相对于动物或人类来观察模型的方向。图标可以具有可以容易地传达其取向的任何其他形式，例如，整个人体雕像。
在本发明的一些实施例中，以任意坐标提供模型，所述坐标可以是例如笛卡尔坐标。作为第一步骤，将任意坐标转移到默认的笛卡尔坐标，其中原点处于默认位置，并且各个轴线面向默认方向。例如，原点可以默认是模型中包含的最大球体的中心，其中一个轴线面向患者的背部(对所述患者的心脏腔室进行建模)，而另一个轴线面向患者的头部。默认的笛卡尔坐标确定默认的展开，例如，默认坐标被常规地变换为球坐标，并且在展开中使用这些默认坐标，例如，使用角坐标的制图投影。该默认设置确定切割心脏腔室的默认表面(穿过原点并且垂直于默认观察方向，即，与患者的背部平行)。所述展开使心脏腔室壁的在切割表面后面的部分移到切割表面的前面，但处于较大的观察角度，即，在经展开模型的外围。换句话说，切割表面前面的壁部分处于经展开模型的中心，而切割表面后面的壁部分处于经展开模型的外围。
在一些实施例中，医师可以改变笛卡尔坐标系的位置，即，移动原点。移动原点可能是有用的，例如，在不改变观察方向的情况下，使感兴趣的区域移到切割表面前面的壁部分的中间。此外，医师可以改变观察方向(垂直于切割表面所在的方向)。以这种方式，切割表面垂直于观察方向，但不平行于患者的背部。医师可以可选地单独地控制观察方向的方位角和倾斜角。图24A至图24E展示了在五个不同的展开程度(由从2％到100％的展开参数表示，如图所指示)的心脏腔室的经展开模型的视图。换句话说，这些图示出了心脏腔室的模型到经展开模型的逐步展开。这些图中示出的展开参数指示上文描述的展开因子α。例如，图24E中展示的100％展开参数表示最大的展开程度，并且因此展开因子α＝0等同于扁平制图投影。类似地，如图24A所示的2％的展开参数表示较小的展开程度，并且α的值接近1。
身体表面的3D模型可以是对身体表面进行建模的任何其他3D身体的模型，也可以是这种3D身体的任何数字表示。心脏腔室表面的3D模型可以是对心脏腔室表面进行建模的任何3D身体的模型，也可以是这种3D身体的任何数字表示。注意的是，心脏腔室通常包括由壁定义的血池。壁通常具有用于连接到血管的开口。进一步地，壁不一定是光滑的和/或具有恒定的深度，而是可以包括浮凸细节和各种厚度的区域。壁定义了血池体积。在一些实施例中，心脏腔室的3D模型对血池和定义血池的壁表面进行建模。在一些实施例中，3D模型由模型表面上的对所述表面进行建模的点定义。也就是说，在一些实施例中，模型表面是定义心脏腔室的血池的壁表面的模型。在一些实施例中，3D模型还对进入心脏腔室或其至少一部分的血管进行建模。模型壁在任何点的厚度不一定指示心脏腔室在同一点的壁厚度。在一些实施例中，3D模型对如从心脏腔室内观察的心脏腔室壁的表面进行建模。在一些实施例中，由在其中定义参考点的模型表面所围绕的体积是心脏腔室的血池。
通用
如本文中参考数量或值所使用的，术语“约”意指“在……的±10％以内”。
术语“包括(comprises)”、“包括(comprising)”、“包括(includes)”、“包括(including)”、“具有(having)”及其词形变化意指：“包括但不限于”。
术语“由……组成”意指：“包括且限于”。
术语“基本上由……组成”意味着组合物、方法或结构可以包括附加成分、步骤和/或部分，但仅在所述附加成分、步骤和/或部分不实质性地改变所要求保护的组合物、方法或结构的基本和新颖特点的情况下。
如本文中所使用的，单数形式“一个”、“一种”和“所述”包括复数指示物，除非上下文另外清楚地指出。例如，术语“化合物”或“至少一种化合物”可以包括多种化合物，所述多种化合物包括它们的混合物。
词语“示例”和“示例性”在本文中用于意指“用作示例、实例或展示”。被描述为“示例”和“示例性”的任何实施例不一定被解释为比其他实施例优选或有利和/或排除纳入来自其他实施例的特征。
词语“可选地”在本文用于意指“在一些实施例中提供而在其他实施例中未提供”。除非这些特征冲突，否则任何特定实施例可以包括多个“可选”特征。
如本文所使用的，术语“方法”是指用于完成给定任务的方式、手段、技术和程序，包括但不限于化学、药理学、生物学、生物化学和医学领域的从业者已知的或容易从已知的方式、手段、技术和程序开发的那些方式、手段、技术和程序。
如本文所使用的，术语“治疗”包括消除、显著地抑制、减缓或逆转病症的进展；显著地改善病症的临床或美学症状；或显著地防止病症的临床或美学症状出现。
遍及本申请，可以参考范围格式来呈现实施例。应当理解，范围格式的描述仅仅是为了方便和简洁，并且不应被解释为对本披露范围的不可改变的限制。因此，对范围的描述应该被认为是具有确切披露的所有可能的子范围以及该范围内的单独数值。例如，诸如“从1到6”等范围的描述应当被认为具有诸如“从1到3”、“从1到4”、“从1到5”、“从2到4”、“从2到6”、“从3到6”等具体披露的子范围；以及该范围内的单独数字，例如，1、2、3、4、5和6。无论范围的宽度如何，这都适用。
除非上下文以其他方式清楚地指出，否则每当本文中指示数值范围(例如，“10至15”、“10到15”、或由这些另一个这样的范围指示连接的任何数字对)时，都意味着包括在所指示的范围极限内(包括所述范围极限)的任何数字(分数或整数)。短语在第一指示数与第二指示数“之间的范围/变动范围/多个范围”以及第一指示数“到”、“直到”、“直至”或“及至”(或另一个这样的指示范围的术语)第二指示数的“范围/变动范围/多个范围”在本文中可互换地使用并且意指包括第一指示数和第二指示数以及它们之间的所有分数和整数。
虽然已经结合其具体实施例描述了本披露，但显然，许多替代方案、修改和变化对于本领域技术人员将是清楚的。因此，旨在涵盖落入所附权利要求的精神和广泛范围内的所有这种替代方案、修改和变化。
本说明书中提及的所有出版物、专利和专利申请的全部内容均通过援引并入本说明书，其程度如同每个单独的出版物、专利或专利申请被具体和单独地指示为通过援引并入本文的相同的程度。另外，本申请中对任何参考文件的引用或识别不应该被解释为承认这种参考文件是作为本披露的现有技术可获得的。在使用章节标题的程度上，它们不应被解释为必然地限制。
应当理解，为清楚起见在单独的实施例的背景下描述的本披露的某些特征也可以在单一实施例中组合提供。相反，为简洁起见在单个实施例的上下文中描述的本披露的各种特征也可以单独提供或以任何适合的子组合提供或在适合的情况下提供在本披露的任何其他所描述实施例中。在各个实施例的上下文中描述的某些特征不被认为是那些实施例的必要特征，除非所述实施例在没有那些要素的情况下是无效的。
Claims (56)
1.一种对身体的三维表面的三维模型进行可视化的方法，所述方法包括：
获得所述三维模型，其中，所述三维模型由模型表面上的对所述三维表面进行建模的点定义；
在由所述模型表面围绕的体积内定义参考点；
将展开变换应用于所述模型表面上的对所述三维表面进行建模的点，以将所述模型表面上的对所述三维表面进行建模的点中的每一个变换为三维的经展开模型的对应点，其中，所述展开变换具有将以所述参考点为中心并且至少部分地在所述模型表面内的想象闭合表面变换为想象开放表面的效果，从而使得对于所述三维模型的每个点，所述想象闭合表面与所述三维模型的每个点之间的法向距离基本上等于所述想象开放表面与所述经展开模型的所述对应点之间的法向距离；以及
致使显示所述经展开模型的第一视图。
2.如权利要求1所述的方法，其中，所述身体的所述三维表面是内部三维表面。
3.如权利要求1所述的方法，其中，所述身体是动物或人类的内部器官的至少一部分。
4.如权利要求1所述的方法，其中，所述身体是心脏腔室。
5.如权利要求4所述的方法，进一步包括：
接收所述心脏腔室内的导管位置的坐标；
将所述展开变换应用于所述心脏腔室内的所述导管位置的坐标，以获得所述导管位置的经变换坐标；以及
致使将在所述经变换坐标处的所述导管的指示与所述经展开模型的所述第一视图一起显示。
6.如权利要求1所述的方法，其中，所述身体的所述三维表面是不可展开的。
7.如权利要求1所述的方法，其中，所述经展开模型的所述第一视图示出所述经展开模型的至少80％的点。
8.如权利要求1所述的方法，其中，所述经展开模型的所述第一视图示出所述经展开模型的全部点。
9.如权利要求1所述的方法，其中，所述展开变换包括减小所述三维模型的每个点关于所述参考点的方位角和倾斜角，以及增大所述三维模型的每个点与所述参考点之间的径向距离，使得在所述展开变换后保留所述三维模型的两个点之间的长度。
10.如权利要求9所述的方法，其中，相对于从所述参考点延伸并且穿过所述想象闭合表面上的第一表面参考点的第一线以及从所述参考点延伸并且穿过所述想象闭合表面上的第二表面参考点的第二线来定义所述三维模型的每个点的方位角和倾斜角，
并且其中，所述展开变换减小所述三维模型的每个点关于所述参考点的方位角和倾斜角。
11.如权利要求9所述的方法，其中，所述展开变换通过将每个角度乘以某个因子来减小所述方位角和倾斜角，其中，所述因子为正且小于一。
12.如权利要求10所述的方法，其中，所述展开变换通过将每个角度乘以某个因子来减小所述方位角和倾斜角，其中，所述因子为正且小于一。
13.如权利要求11所述的方法，其中，所述因子由用户设置以控制展开程度。
14.如权利要求12所述的方法，其中，所述因子由用户设置以控制展开程度。
15.如权利要求10、12和14中任一项所述的方法，其中，所述第一表面参考点和/或第二表面参考点由用户确定。
16.如权利要求11至14中任一项所述的方法，其中，增大所述三维模型的每个点与所述参考点之间的所述径向距离包括添加以下两项的乘积：
指示所述想象闭合表面的大小的值；以及
所述因子的倒数与一之间的差。
17.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述想象闭合表面是球形的。
18.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述想象闭合表面全部在所述模型表面内。
19.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述想象开放表面是以所述参考点为中心的闭合表面的一部分。
20.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述想象开放表面具有非零曲率。
21.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述想象开放表面具有零曲率。
22.如权利要求11-14中任一项所述的方法，其中，获得所述三维模型包括获得所述模型表面上的对所述三维表面进行建模的点在极坐标中的表示，并且其中，应用所述展开变换包括：
使用制图投影变换来变换方位坐标和倾斜坐标；
将经变换的方位坐标和倾斜坐标乘以所述因子；以及
使用所述制图投影变换的逆变换来变换所得到的相乘的经变换坐标。
23.如权利要求21所述的方法，其中，获得所述三维模型包括获得所述模型表面上的对所述三维表面进行建模的点在极坐标中的表示，并且其中，所述展开变换包括所述三维模型的每个点的方位坐标和倾斜坐标到所述经展开模型的对应点的相应第一笛卡尔坐标和第二笛卡尔坐标的制图投影。
24.如权利要求23所述的方法，其中，所述展开变换进一步包括将展开的对应点的第三笛卡尔坐标定义为所述模型表面上的对所述三维表面进行建模的点的径向坐标与所述想象开放表面上的与所述经展开模型的对应点的第一笛卡尔坐标和第二笛卡尔坐标相对应的第三笛卡尔坐标之和。
25.如权利要求22所述的方法，其中，所述制图投影是Plate Carrée投影。
26.如权利要求23或24所述的方法，其中，所述制图投影是Plate Carrée投影。
27.如权利要求22所述的方法，其中，所述制图投影是摩尔威德Mollweide投影。
28.如权利要求23或24所述的方法，其中，所述制图投影是摩尔威德Mollweide投影。
29.如权利要求3所述的方法，进一步包括致使显示指示相对于动物或人类观察所述内部器官的一部分的方向的图标。
30.如权利要求12所述的方法，进一步包括经由用户界面接收对所述经展开模型的第一取向的指示，并且致使在经由所述用户界面指示的所述第一取向上显示所述经展开模型的所述第一视图。
31.如权利要求1-14中任一项所述的方法，进一步包括接收涉及身体的时变信息，并且致使所述经展开模型的所述第一视图与同所述时变信息的当前状态有关的信息一起显示。
32.如权利要求31所述的方法，其中，所述时变信息在所述身体的不同部分是不同的。
33.如权利要求32所述的方法，其中，所述身体的不同部分是所述身体的后部和前部。
34.如权利要求32或33所述的方法，其中，所述时变信息是电激活图。
35.如权利要求32或33所述的方法，其中，所述时变信息是水肿图。
36.如权利要求30所述的方法，进一步包括致使显示所述经展开模型的第二视图。
37.如权利要求36所述的方法，其中，所显示的所述第一视图和所述第二视图均属于经展开模型，其中，所述想象开放表面具有零曲率。
38.如权利要求36所述的方法，其中，所述第二视图具有与所述第一视图的观察方向相反的观察方向。
39.如权利要求37所述的方法，其中，所述第二视图具有与所述第一视图的观察方向相反的观察方向。
40.如权利要求36所述的方法，其中，所述第二视图具有与所述第一视图的观察方向垂直的观察方向。
41.如权利要求37所述的方法，其中，所述第二视图具有与所述第一视图的观察方向垂直的观察方向。
42.如权利要求36所述的方法，进一步包括经由用户界面接收对所述经展开模型的第二取向的指示，并且致使在经由所述用户界面指示的所述第二取向上显示所述经展开模型的所述第二视图。
43.如权利要求37所述的方法，进一步包括经由用户界面接收对所述经展开模型的第二取向的指示，并且致使在经由所述用户界面指示的所述第二取向上显示所述经展开模型的所述第二视图。
44.如权利要求36所述的方法，其中，所述第二视图与所述第一视图在重叠的时间段内一起显示。
45.如权利要求37至43中任一项所述的方法，其中，所述第二视图与所述第一视图在重叠的时间段内一起显示。
46.如权利要求36所述的方法，其中，在不重叠的相应时间段期间显示所述第一视图和所述第二视图。
47.如权利要求37至43中任一项所述的方法，其中，在不重叠的相应时间段期间显示所述第一视图和所述第二视图。
48.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，致使显示包括致使在相应的不同取向上同时显示所述经展开模型的多个视图。
49.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，致使显示包括致使在相应的不同取向上顺序显示所述经展开模型的多个视图。
50.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，致使显示包括致使同时显示所述经展开模型的多个视图，其中，每个视图指示不同的展开程度。
51.如权利要求1-14中任一项所述的方法，其中，所述模型表面上的对所述三维表面进行建模的点是从在所述身体内部进行的测量获得的。
52.如权利要求51所述的方法，其中，所述测量是通过在所述身体内部的导管进行的。
53.如权利要求1-14中任一项所述的方法，进一步包括：
获得所述三维模型的附加点；
通过将所述展开变换应用于所述附加点以将所述三维模型的每个附加点变换为所述经展开模型的对应附加点来计算更新的经展开模型；以及
致使显示所述更新的经展开模型的视图，
其中，所述更新的经展开模型包括所述经展开模型的附加点。
54.如权利要求42所述的方法，其中，所述经展开模型的视图是预定义视图，其中，根据多个预定义观察参数中的至少一个显示所述预定义视图，所述多个预定义观察参数包括以下一项或多项：
所述因子；
指示所述想象闭合表面的大小的值；
所述第一表面参考点和/或第二表面参考点的位置；以及
所述经展开模型的第一取向和/或第二取向。
55.如权利要求4或5所述的方法，进一步包括将所述经展开模型显示为在第一渲染方法中对所述心脏腔室的表面的一部分进行建模的中心模型与在第二渲染方法中对所述心脏腔室的其余部分进行建模的外围模型的组合，其中，所述外围模型散布在所述中心模型的外围。
56.如权利要求55所述的方法，包括：
将所述心脏腔室的表面的第一部分定义为所述表面的位于切割表面一侧的一部分，并且将所述心脏腔室的表面的其余部分定义为所述表面的位于所述切割表面另一侧的一部分，其中，所述切割表面被定义为穿过期望的有利点并且垂直于期望的观察方向的表面。
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