技術(shù)領(lǐng)域

本發(fā)明涉及心臟的電性質(zhì)的表征、量化和可視化，并且更特別地涉及根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像和體表電位基于患者的電生理學(xué)模型來估計心臟的電性質(zhì)。

背景技術(shù)：

心臟衰竭是西方世界中死亡的主要原因。由于不足的心臟功能，心臟衰竭引起呼吸困難和疲勞，并且還可能導(dǎo)致心臟驟停。在各種各樣的心律紊亂之中，左束支傳導(dǎo)阻滯（LBBB）影響大約25%的心臟衰竭患者。LBBB歸因于心臟傳導(dǎo)通路中的阻礙，它會降低電波的速度并潛在導(dǎo)致不同步的心跳。對于具有延長的QRS復(fù)雜性（例如QRS≥120ms）和低左心室射血分?jǐn)?shù)的患者，心臟再同步治療（CRT）是一種行之有效的治療方法。CRT包括在心臟中植入電極以人為地使肌肉起搏（pace）且使心臟收縮“再同步”。然而，30%-50%的患者對CRT沒有響應(yīng)，盡管它是符合條件的。因此，期望對于CRT的更好患者選擇。

技術(shù)實現(xiàn)要素：

本發(fā)明提供一種用于根據(jù)醫(yī)學(xué)圖像和體表電位測量結(jié)果（諸如典型心電圖（ECG）或密集的體表標(biāo)測（mapping）測量結(jié)果）來估計心臟的患者特定電性質(zhì)和使其可視化的方法和系統(tǒng)。本發(fā)明的實施例利用心臟電生理學(xué)模型用于改進(jìn)的患者選擇和治療計劃，比如心臟再同步治療（CRT）、房性或室性心律失常的射頻消融或藥物治療。還可以在框架沒有改變的情況下使用電生理學(xué)模型。為了使這樣的模型在臨床上可用（即適用于患者管理），期望這樣的模型適合于患者病理-生理學(xué)。換言之，需要在執(zhí)行虛擬干預(yù)（例如虛擬CRT）和計算隨后的生理變化之前來根據(jù)患者數(shù)據(jù)估計模型參數(shù)。本發(fā)明的實施例根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像和心電圖（ECG）或密集的體表電位標(biāo)測來估計心臟電生理學(xué)或機電模型的電參數(shù)標(biāo)測圖（map）（例如擴散率、動作電位持續(xù)時間、恢復(fù)曲線等等）。盡管電參數(shù)在心臟解剖過程中可以是均勻的，但是本發(fā)明的實施例還能夠?qū)崿F(xiàn)空間上變化的參數(shù)的估計以捕獲局部病狀。本發(fā)明的實施例然后使用為患者估計的個性化電擴散率參數(shù)來計算用于治療計劃的患者特定的心臟電生理學(xué)或機電模擬。

在本發(fā)明的一個實施例中，根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)來生成患者特定的解剖心臟模型和患者特定的解剖軀干模型。生成在患者特定解剖心臟模型與患者特定解剖軀干模型之間的電耦合模型。根據(jù)患者的動態(tài)心臟圖像序列來生成心臟的機械活化時間標(biāo)測圖。通過使用計算心臟電生理學(xué)模型來模擬在患者特定解剖心臟模型中的多個節(jié)點處隨著時間的心臟電生理學(xué)并且基于機械活化時間標(biāo)測圖、患者的無創(chuàng)性心電圖測量結(jié)果和所模擬的心臟電生理學(xué)來調(diào)整計算心臟電生理學(xué)或機電模型的至少一個心臟電參數(shù)來為患者估計空間上變化的患者特定心臟電參數(shù)。

在本發(fā)明的另一實施例中，根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)來生成患者特定容積解剖心臟模型和患者特定解剖軀干模型，并且生成在患者特定解剖心臟模型與患者特定解剖軀干模型之間的電耦合模型。根據(jù)基于在患者特定解剖心臟模型與患者特定解剖軀干模型之間的電耦合模型測得的患者軀干上的體表電位來估計患者特定解剖心臟模型的心外膜表面上的細(xì)胞外電位，以及根據(jù)所估計的細(xì)胞外電位來估計患者特定解剖心臟模型的心外膜表面上的跨膜電位。通過根據(jù)患者特定解剖心臟模型的心外膜表面上的所估計的跨膜電位來在容積患者特定解剖心臟模型上初始化計算心臟電生理學(xué)模型的一個或多個心臟電參數(shù)，使用計算心臟電生理學(xué)模型來模擬容積患者特定解剖心臟模型中的多個節(jié)點處隨著時間的心臟電生理學(xué)，以及.基于患者特定解剖心臟模型的心外膜表面上的所估計的跨膜電位和從模擬心臟電生理學(xué)得到的患者特定解剖心臟模型的心外膜表面上的所模擬的跨膜電位來在容積患者特定解剖心臟模型上調(diào)整計算心臟電生理學(xué)模型的一個或多個心臟電參數(shù)來為患者估計空間上變化的患者特定心臟電參數(shù)。

通過參考下面的詳細(xì)描述和附圖，本發(fā)明的這些和其他優(yōu)點對本領(lǐng)域普通技術(shù)人員來說將是顯而易見的。

附圖說明

圖1圖示根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)和電生理學(xué)數(shù)據(jù)來模擬患者特定電生理學(xué)以便計劃和指導(dǎo)心臟干預(yù)的方法；

圖2圖示根據(jù)本發(fā)明第一實施例的估計心臟的患者特定電性質(zhì)的方法；

圖3圖示根據(jù)本發(fā)明的一個實施例的用于根據(jù)一系列動態(tài)心臟圖像來生成機械活化標(biāo)測圖的方法；

圖4圖示跟蹤一系列電影MRI圖像中的心肌的示例；

圖5圖示生成機械活化標(biāo)測圖的示例性結(jié)果；

圖6圖示根據(jù)本發(fā)明的一個實施例的用于估計個性化電擴散率參數(shù)的算法；

圖7圖示根據(jù)本發(fā)明的第二實施例的估計心臟的患者特定電性質(zhì)的方法；

圖8是根據(jù)本發(fā)明的一個實施例的圖示用于執(zhí)行圖7的方法的框架的功能框圖；

圖9圖示根據(jù)軀干電位來重建心臟表面上的心外膜電位的示例性結(jié)果；

圖10圖示根據(jù)ECG測量結(jié)果來重建心臟表面上的心外膜電位的示例性結(jié)果；

圖11圖示在動作電位持續(xù)時間正則化之后重建活化標(biāo)測圖的結(jié)果；以及

圖12是能夠?qū)嵤┍景l(fā)明的計算機的高級框圖。

具體實施方式

本發(fā)明涉及根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)成像數(shù)據(jù)和心電圖數(shù)據(jù)的心臟的患者特定電性質(zhì)的無創(chuàng)性估計以及用于計劃和指導(dǎo)心臟治療的心臟電生理學(xué)的患者特定模擬。在這里描述本發(fā)明的實施例以給出用于根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)成像數(shù)據(jù)和心電圖數(shù)據(jù)來估計心臟的患者特定電性質(zhì)以及心臟電生理學(xué)的患者特定模擬的方法的視覺理解。數(shù)字圖像常常包括一個或多個對象（或形狀）的數(shù)字表示。在這里常常從標(biāo)識和操作對象方面來描述對象的數(shù)字表示。這樣的操作是在計算機系統(tǒng)的存儲器或其他電路/硬件中完成的虛擬操作。因此，要理解，可以使用存儲在計算機系統(tǒng)內(nèi)的或通過網(wǎng)絡(luò)系統(tǒng)可得的數(shù)據(jù)來在計算機系統(tǒng)內(nèi)執(zhí)行本發(fā)明的實施例。

圖1圖示根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)和心電圖數(shù)據(jù)來模擬患者特定電生理學(xué)以便計劃和指導(dǎo)心臟干預(yù)的方法。圖1的方法變換患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)和所測得的心電圖數(shù)據(jù)以確定心臟的患者特定電性質(zhì)以及患者特定電生理學(xué)模擬。在步驟102處，接收患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)和心電圖測量結(jié)果。醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)可以是使用任何類型的醫(yī)學(xué)成像模態(tài)（諸如計算機斷層掃描攝影（CT）、三維旋轉(zhuǎn)血管造影術(shù)、磁共振成像（MRI）、超聲（US）等等）獲取的心臟圖像數(shù)據(jù)，假如心臟在醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)中可見的話。在一個有利實施方式中，醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)包括三維（3D）醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)。可以從圖像獲取設(shè)備（諸如CT掃描儀、C臂圖像獲取設(shè)備、MRI掃描儀或US掃描儀）直接接收醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)，或者可以通過加載患者的先前存儲的心臟圖像數(shù)據(jù)來接收醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)。醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)可以是在心臟電生理學(xué)（EP）干預(yù)之前獲取的手術(shù)前醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)或在心臟EP干預(yù)期間獲取的手術(shù)中醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)。

患者的心電圖測量結(jié)果是隨著時間在患者的身體的表面上的特定點處的電位的無創(chuàng)性測量結(jié)果。心電圖測量結(jié)果可以是在患者的軀干上的點處的電位的測量結(jié)果?；颊叩男碾妶D測量結(jié)果可以是手術(shù)前的或手術(shù)中的。手術(shù)前心電圖測量結(jié)果的使用允許生成患者特定心臟EP模型并且針對獨立于要被執(zhí)行的任何實際干預(yù)程序的手術(shù)前計劃執(zhí)行虛擬電生理學(xué)干預(yù)。手術(shù)中心電圖測量結(jié)果的使用允許生成患者特定心臟EP模型并且執(zhí)行虛擬電生理學(xué)干預(yù)以實時或近實時地指導(dǎo)電生理學(xué)干預(yù)或用于手術(shù)中計劃。在一個實施例中，心電圖測量結(jié)果可以是患者的心電圖（ECG）測量結(jié)果（12導(dǎo)線、標(biāo)準(zhǔn)等等）。在另一實施例中，心電圖測量結(jié)果可以是使用體表標(biāo)測圖（BSM）獲取的患者的體表電位標(biāo)測圖。

在步驟104處，根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)來生成患者特定解剖心臟模型。為了生成患者特定解剖心臟模型，從醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)提取患者特定心臟形態(tài)模型。該患者特定心臟形態(tài)模型可以是表示患者特定心臟形態(tài)的綜合幾何模型。在有利的實施例中，患者特定心臟形態(tài)模型包括表示各個心臟部分的形態(tài)的個體解剖模型。該模型是高度模塊化的并且可以根據(jù)應(yīng)用來定制。完整的心臟模型可以包括左心室（LV）、左心房（LA）、左流出道、主動脈根、肺靜脈、右心室（RV）、右心房（RA）、右流出道、RV頸和靜脈。例如，還可以從CT圖像獲得乳突和骨小梁。這些部分中的每一個可以根據(jù)數(shù)據(jù)可用性和臨床應(yīng)用被獨立或者聯(lián)合使用。在一個示例性實施例中，使用根據(jù)醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)估計的LV和RV解剖模型。在一個可能的實施方式中，僅LV和RV被明確地建模。在另一可能的實施方式中，提取用于所有心臟腔室的模型。還有可能的是，提取包括所有心臟部分的綜合模型。該框架的模塊化使得能夠使用在其中解剖的僅一部分可見的圖像。

可以單獨地提取用于每個心臟部分的解剖模型。這可以通過交互式輪廓手動完成。自動或半自動方法還可以被采用來促進(jìn)操作員的任務(wù)。例如，對于每個心臟腔室，心臟腔室分割可以被歸結(jié)為兩步學(xué)習(xí)問題：解剖結(jié)構(gòu)局部化和邊界劃分。在一個有利實施例中，邊緣空間學(xué)習(xí)（MSL）可以被用來將機器學(xué)習(xí)應(yīng)用于3D對象檢測。MSL的想法不是學(xué)習(xí)直接在全相似變換參數(shù)空間中的整體分類器而是逐漸學(xué)習(xí)邊緣空間上的分類器。特別地，每個心臟腔室的檢測可以被劃分成三個問題：位置估計、位置取向估計和位置取向比例（scale）估計?？梢曰趯τ谶@些估計問題中的每一個的有注釋的訓(xùn)練數(shù)據(jù)來訓(xùn)練單獨的分類器。每個分類器可以是基于有注釋的訓(xùn)練數(shù)據(jù)訓(xùn)練的概率提升樹（PBT）分類器。較低維度邊緣空間中的分類器被用來有效地修剪搜索空間。該對象局部化階段導(dǎo)致對象（例如心臟腔室）的經(jīng)過估計的變換（位置、取向和比例）。

在自動對象局部化之后，對象的平均形狀模型與所估計的變換對準(zhǔn)以得到對象形狀的粗略估計。然后該形狀被局部形變以適合對象邊界。主動形狀模型（ASM）可以被用來在圖像證據(jù)和形狀先驗的指導(dǎo)下使非剛性形狀的初始估計發(fā)生形變。然而，如在常規(guī)ASM應(yīng)用中使用的基于非學(xué)習(xí)的通用邊界檢測器因為復(fù)雜的背景和弱的邊沿而不能在心臟腔室形變中有效地工作。反而，基于學(xué)習(xí)的邊界檢測器可以被用來開拓更多圖像證據(jù)以實現(xiàn)魯棒的邊界檢測。在2011年3月29日發(fā)布的編號為7,916,919且標(biāo)題為“System and Method for Segmenting Chambers of a Heart in a Three Dimensional Image”的美國專利、編號為2010/0040272的美國公開的專利申請以及編號為2012/0022843的美國公開的專利申請（通過參考將這些文獻(xiàn)合并于此）中描述關(guān)于基于MSL的心臟腔室分割的額外細(xì)節(jié)。

患者特定心臟形態(tài)模型被融合到單個容積網(wǎng)格表示中，并且網(wǎng)格的表面元素被標(biāo)記為表面區(qū)。例如，在心臟再同步治療（CRT）或虛擬心動過速/纖維性顫動（VT/VF）消融治療的情況下，患者特定LV和RV解剖模型可以被融合到雙心室心肌的單個解剖模型中。特別地，LV和RV解剖被融合到單個容積網(wǎng)格表示中，在該容積網(wǎng)格表示上根據(jù)所估計的表面模型的表面下（underlying）解剖將頂點標(biāo)記為表面區(qū)（LV心內(nèi)膜、LV隔膜、RV心內(nèi)膜、RV隔膜）。根據(jù)一個有利實施例，四面體元素可以被用來準(zhǔn)確地表示容積雙心室解剖的細(xì)節(jié)。可以在圖像（諸如后期增強MRI）中標(biāo)識空間信息（諸如傷痕、灰色地帶和纖維癥）。例如，可以使用經(jīng)訓(xùn)練的分類器來自動標(biāo)識空間信息或者可以通過臨床醫(yī)生來手動標(biāo)識空間信息?？臻g信息被標(biāo)測到表示雙心室心肌的容積網(wǎng)格。對模擬電延遲、疤痕周圍的電波（例如波再入評估）和正確地捕獲歸因于不完善或死去細(xì)胞的受損心臟結(jié)構(gòu)來說該信息是重要的。

可以基于患者特定幾何形狀來自動計算纖維取向的模型。在一個有利實施方式中，可以使用基于規(guī)則的方法來自動計算纖維取向的模型。計算包括纖維和纖維片材的心肌纖維架構(gòu)的通用模型。遵循基于規(guī)則的策略以生成覆蓋從尖端到瓣膜的整個雙心室心肌的纖維架構(gòu)。在使用解剖模型的初始三角剖分的點對應(yīng)來自動標(biāo)識的基底面以下，纖維仰角α（即它們關(guān)于短軸平面的角度）跨心肌層而線性地變化，例如從心外膜上的-70到心內(nèi)膜上的+70（可以由用戶限定的值）。類似地，片材方向（由關(guān)于向外的透壁軸的角度β來限定的）以透壁的方式變化，例如從心外膜上的+45到心內(nèi)膜上的-45（可以由用戶限定的值）?；诘接尚∶鏄?biāo)簽標(biāo)識的心內(nèi)膜和心外膜的測地距離為尖端與基底面之間的容積雙心室心肌網(wǎng)格的每個點計算α和β：，其中、、和分別是在心內(nèi)膜和心外膜處的距離和角度。纖維和片材取向然后被固定在每個瓣膜周圍。特別地，纖維縱向圍繞主動脈瓣且切向圍繞二尖瓣、三尖瓣和肺動脈瓣，并且片材法線朝向瓣膜的重心而取向。然后首先通過跟隨心肌表面、然后遍及心肌厚度將局部正交基從基底面插值到瓣膜。在另一實施例中，當(dāng)MRI擴散張量成像（DTI）可用時，可以通過使用MRI擴散張量成像來直接在患者內(nèi)測量體內(nèi)的纖維。在另一實施例中，心臟纖維的圖集（atlas）可以被采用來將纖維配準(zhǔn)到解剖模型。在編號為2013/0197881的美國公開的專利申請和編號為2015/0042464的美國公開的專利申請中描述關(guān)于生成患者特定解剖心臟模型的額外細(xì)節(jié)，通過參考將這些文獻(xiàn)整體合并于此。

除了患者特定解剖心臟模型之外，可以從醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)提取患者的詳細(xì)軀干表面模型。例如，可以通過使用機器學(xué)習(xí)分割技術(shù)從醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)自動分割患者的軀干幾何形狀來提取詳細(xì)的軀干表面模型。

在步驟106處，通過估計基于患者特定解剖心臟模型和患者的心電圖測量結(jié)果的患者特定心臟電性質(zhì)來生成患者特定計算心臟電生理學(xué)（EP）模型。為了估計患者的患者特定心臟電性質(zhì)，使用計算心臟EP模型來執(zhí)行心臟電生理學(xué)模擬，并且基于從模擬得到的所模擬的心電圖數(shù)據(jù)和患者的所測得的心電圖數(shù)據(jù)的比較來估計心臟EP模型的患者特定參數(shù)。在一個有利的實施方式中，患者特定解剖心臟模型提供用于使用用于電生理學(xué)的Lattice-Boltzmann方法（LBM-EP）來求解患者特定電生理學(xué)模型的計算域，這是通過估計患者特定空間變化的電組織參數(shù)、這樣的擴散系數(shù)和動作電位持續(xù)時間來個體化的?？梢栽诓粚Ρ景l(fā)明做出任何改變的情況下采用其他電生理學(xué)求解器，諸如有限元方法、有限差分方法、以及基于圖的方法。一旦表示患者的心臟電性質(zhì)的患者特定心臟EP模型參數(shù)被估計，心臟EP模型就被個體化。該患者特定心臟EP模型然后可以被用來執(zhí)行用于計劃和/或指導(dǎo)心臟EP干預(yù)的患者特定心臟EP模擬，比如CRT或例如消融治療。在一種可能的實施方式中，計算心臟EP模型可以是計算心臟機電模型，其將心臟生物力學(xué)的計算模型耦合到心臟電生理學(xué)的計算模型以便模擬心臟在一段時間內(nèi)的心臟電生理學(xué)和活動。使用耦合的機電模型的一個優(yōu)點在于心臟收縮和心臟舒張期間心臟電生理學(xué)的更準(zhǔn)確表示（即當(dāng)細(xì)胞都被去極化并開始再極化時），因為在這些階段心臟正在活動，這影響在軀干表面上測得的電位?？商娲兀梢詮膭討B(tài)心臟圖像中的跟蹤的分割段直接地獲得移動網(wǎng)格上計算心臟EP。在該實施例中，為心臟序列的所有幀計算患者特定心臟解剖模型。在第一幀中獲得的網(wǎng)格被形變以與其他幀中的心臟形狀和位置相匹配。在移動網(wǎng)格上同步計算心臟電生理學(xué)。下面給出用于估計患者的心臟電性質(zhì)以便生成患者特定心臟EP模型的兩個可替代實施例。

在步驟108處，通過使用患者特定心臟EP模型來執(zhí)行患者特定心臟電生理學(xué)模擬。特別地，使用具有個體化的心臟電參數(shù)的患者特定心臟EP模型模擬心肌的每個節(jié)點處的跨膜電位?？梢曰谒M的來計算細(xì)胞外電位，并且可以使用細(xì)胞外電位來計算跨膜電位和軀干電位。此外，可以基于所模擬的軀干電位來計算所模擬的ECG信號。特別地，可以使用所模擬的在標(biāo)準(zhǔn)ECG導(dǎo)線位置處的軀干電位來生成模擬的ECG信號。

可以通過使用患者特定心臟EP模型模擬不同虛擬干預(yù)來執(zhí)行干預(yù)計劃。因為系統(tǒng)是可生性的，所以可以在不同虛擬干預(yù)下計算心臟電生理學(xué)。結(jié)果，可以在電腦中（in silico）來測試若干治療場景。虛擬電生理學(xué)干預(yù)可以被用于手術(shù)前計劃或手術(shù)中指導(dǎo)。對于每個虛擬電生理學(xué)干預(yù)，可以模擬和顯示跨膜電位、細(xì)胞外電位、軀干電位和所模擬的ECG信號。動態(tài)電位標(biāo)測圖可以被虛擬化。為了執(zhí)行虛擬干預(yù)，可以接收一個或若干個虛擬起搏電極位置。因為系統(tǒng)是可生性的，所以用戶（例如醫(yī)生）可以選擇一個或多個位置來虛擬地使心臟起搏、給出擴散率標(biāo)測圖D(x) 和行動電位持續(xù)時間標(biāo)測圖APD(x)的當(dāng)前估計。用戶可以例如使用計算機系統(tǒng)的輸入設(shè)備（諸如鼠標(biāo)、觸摸屏等等）來輸入用于虛擬起搏電極的一個或若干個空間位置以選擇解剖心臟模型上的空間位置或由患者特定心臟EP模型生成的各心臟心電圖標(biāo)測圖中的一個。在一個可替代實施方式中，可以通過使模型柵格化來自動應(yīng)用系統(tǒng)虛擬起搏，以便標(biāo)識最佳起搏位置。特別地，采樣方案可以被用來自動選擇虛擬起搏位置，并且可以針對每個起搏位置來執(zhí)行虛擬電生理學(xué)干預(yù)。然后使用患者特定心臟EP模型來計算心臟電生理學(xué)。特別地，在虛擬起搏導(dǎo)管的位置處將電流J_stim添加到患者特定心臟EP模型，并且計算在一段時間內(nèi)的心臟電生理學(xué)。根據(jù)用戶選擇，每個起搏電極可以在相同或不同起搏時間起搏。這樣的干預(yù)不僅可以對CRT或其他起搏治療有用，而且對要求夾帶起搏的消融治療（例如VT消融）也有用。該系統(tǒng)還通過將組織擴散率局部設(shè)置成0以模仿病變消融或被耦合到類似于編號為2014/0136174的美國專利公開的生物傳熱模型來允許虛擬消融，通過引用將該專利整體合并于此。

在步驟110處，模擬結(jié)果可以被輸出和可視化。例如，可以通過可視化心外膜、心內(nèi)膜、整個心肌容積、心肌內(nèi)的任何層、軀干或該容積中的其他任意地方的所模擬的電生理學(xué)的動態(tài)電生理學(xué)標(biāo)測圖（例如動態(tài)電位標(biāo)測圖），以及將這些標(biāo)測圖顯示在顯示設(shè)備上來輸出模擬結(jié)果。此外，對于所估計的患者特定空間上變化的參數(shù)（諸如TMP）、電導(dǎo)率（擴散率參數(shù)）和動作電位參數(shù)（例如動作電位持續(xù)時間）的3D標(biāo)測圖可以被可視化和顯示。例如，可以通過對患者解剖網(wǎng)格進(jìn)行顏色編碼來使空間上變化的參數(shù)可視化。其他電生理標(biāo)測圖（諸如去極化時間的3D標(biāo)測圖和再極化時間的3D標(biāo)測圖）也可以被可視化和顯示。針對所估計的心肌電導(dǎo)率和動作電位參數(shù)而計算的不確定性也可以被可視化。輸出模擬結(jié)果可以被用來計劃或指導(dǎo)心臟干預(yù)程序。例如，所模擬的心臟電生理學(xué)可以被用來選取起搏電極或消融導(dǎo)管的一個或若干個位置以及時序。此外，可以交互式地重復(fù)步驟108，以使得用戶基于心臟電生理學(xué)模擬結(jié)果來輸入虛擬起搏電極位置和時序，并且基于使用患者特定心臟EP模型的用戶輸入來執(zhí)行另一心臟電生理學(xué)。

圖2圖示根據(jù)本發(fā)明的第一實施例估計心臟的患者特定電性質(zhì)的方法。圖2的方法基于患者的醫(yī)學(xué)圖像和所測得的ECG信號（例如12導(dǎo)線ECG）來估計心臟的患者特定局部電性質(zhì)。該實施例依賴于從臨床圖像得到的運動信息和無創(chuàng)性ECG測量結(jié)果。盡管ECG特征（諸如QRS持續(xù)時間和電軸線）提供心臟電生理學(xué)的全局信息，但是根據(jù)患者的動態(tài)心臟圖像計算的心臟應(yīng)變標(biāo)測圖被用來標(biāo)識局部異常。根據(jù)應(yīng)變標(biāo)測圖來計算機械活化以標(biāo)識塊線（line of block）的位置。然后，電擴散率被估計以使得在電去極化圖案（pattern）與塊線相對應(yīng)的同時結(jié)果得到的所模擬的ECG特征與測量結(jié)果相匹配。圖2的方法可以被用來執(zhí)行圖1的步驟106，并且生成患者特定計算心臟EP模型。此外，圖2的方法估計提供重要信息的患者的心臟電參數(shù)，并且可以被采用作為用于診斷和計劃使用的新生理參數(shù)，即使在沒有使用計算心臟EP模型的其他模擬的情況下。

參考圖2，在步驟202處，接收患者的動態(tài)心臟圖像和所測得的ECG信號。在示例性實施方式中，動態(tài)心臟圖像可以是電影MRI圖像的短軸堆棧的時間序列，但是本發(fā)明不限于此并且還可以使用其他成像模態(tài)（例如這樣的2D或3D超聲）。可以直接從圖像獲取設(shè)備（諸如MRI掃描儀）接收動態(tài)心臟圖像，或者可以通過加載患者的先前獲取的動態(tài)心臟圖像來接收該動態(tài)心臟圖像。ECG信號可以是從患者測得的標(biāo)準(zhǔn)12導(dǎo)線ECG信號。此外，如結(jié)合圖1的步驟102所述的，可以接收患者的其他醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)（諸如3D心臟圖像）。

在步驟204處，從患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)來生成心臟和軀干的患者特定解剖模型。如上文結(jié)合圖1的步驟104所述，根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)來生成患者特定解剖心臟模型。如上文所述，患者特定解剖心臟模型可以是包含從圖像或模型獲得的纖維、傷痕和其他組織信息的心室的詳細(xì)解剖模型。為了生成軀干的患者特定解剖模型，可以使用機器學(xué)習(xí)技術(shù)或其他圖像分割技術(shù)來在軀干的3D圖像中分割軀干（以及可選地肺、肌肉和骨骼）的邊界。然后表示軀干邊界的輪廓被融合以形成表示軀干的容積3D網(wǎng)格。

軀干中擴散的電模型被用來描述心臟與軀干之間的耦合關(guān)系。可以通過首先從跨膜電位推斷細(xì)胞外電位并且然后使用如下面的方程（4）中示出的邊界元方法（BEM）求解泊松方程來從心臟電位計算軀干上的電位。因此，可以通過線性關(guān)系式來建模心臟網(wǎng)格與軀干網(wǎng)格之間的電耦合，其中表示心外膜上的細(xì)胞外電位，表示軀干電位，并且是通過心臟-軀干幾何結(jié)構(gòu)的邊界元離散化獲得且對電位的泊松方程進(jìn)行求解的耦合矩陣或“變換矩陣”。

在步驟206處，根據(jù)患者的動態(tài)心臟圖像來生成機械活化標(biāo)測圖。圖3圖示用于根據(jù)本發(fā)明的一個實施例根據(jù)一系列動態(tài)心臟圖像來生成機械活化標(biāo)測圖的方法。圖3的方法可以被用來實施圖2的步驟206。在步驟302處，在一系列動態(tài)心臟圖像中分割左心室心肌。在示例性實施方式中，可以使用2D+時間分割算法（諸如通過參考將其整體合并于此的編號為8,494,236的美國專利中描述的分割技術(shù)）來順序地在3D心臟圖像的2D切片中自動分割左心室容積。首先，通過使用時間傅里葉變換和等周聚類使左心室血池自動局部化來找到切片中最緊湊且圓形明亮的活動對象。然后使用極性空間中的最短路徑算法來提取心肌邊界。由如下面在步驟304中所描述的通過逆一致形變配準(zhǔn)的前向和后向場來實施時間一致性。對于每個切片，通過連續(xù)地分割每個幀并將輪廓傳播到所有其他幀來使所有幀配準(zhǔn)。最佳輪廓集（具有所投射的輪廓與其他幀中分割的輪廓之間的最小誤差）被選擇為最后的左心室心肌分割。

在步驟304處，跟蹤動態(tài)心臟圖像序列的各幀之間的心肌的形變。可以使用基于2D切片的心肌跟蹤來跟蹤心肌的形變?？梢允褂媚嬉恢挛⒎滞咚惴ǎㄖT如通過參考整體合并于此的8,577,177中描述的技術(shù)）來執(zhí)行形變圖像配準(zhǔn)。該配準(zhǔn)在不用必須明確配準(zhǔn)每對可能的幀的情況下計算切片中的任何兩個幀之間的密集形變場。這通過進(jìn)行配準(zhǔn)逆一致來實現(xiàn)，以使得在所有幀到任意關(guān)鍵幀的配準(zhǔn)期間恢復(fù)前向和后向形變場。然后可以通過組合幀1和j之間的形變場以及幀1和i之間的逆形變場來獲得幀i和j之間的形變場，其中幀1是關(guān)鍵幀。對于應(yīng)變計算，所有時間幀都可以與第一幀配準(zhǔn)。圖4圖示跟蹤一系列電影MRI圖像中的心肌的示例。如圖4中所示，隨著時間跟蹤一系列電影MRI圖像的多個幀中的心內(nèi)膜402和心外膜404的輪廓。

返回圖3，在步驟306處，基于心肌形變來計算應(yīng)變標(biāo)測圖。從形變場導(dǎo)出拉格朗日應(yīng)變張量，。然后對每個幀中的每個心肌像素計算主應(yīng)變（其被定義為應(yīng)變張量的第一特征值），從而產(chǎn)生左心室應(yīng)變的空間和時間分辨標(biāo)測圖。因為較低的圖像質(zhì)量可以從后續(xù)分析排除心臟圖像的基底和心尖切片，但是本發(fā)明不限于此。本發(fā)明未在要使用的應(yīng)變量方面進(jìn)行限制。可以在下文中使用任何其他應(yīng)變（縱向、圓周、徑向、纖維等等）。

在步驟308處，基于應(yīng)變標(biāo)測圖來生成機械活化標(biāo)測圖。在一個有利實施方式中，機械活化的極坐標(biāo)標(biāo)測圖是根據(jù)所計算的應(yīng)變定義的。左心室被表示為劃分成預(yù)定數(shù)目（例如120）個分割段的圓形。對于每個分割段，在整個心肌（心內(nèi)膜到心外膜）上并且遍及所選2D MRI切片對應(yīng)變求平均。如果圖像是3D的（例如使用超聲波），則可以以用戶定義的分辨率或遵循標(biāo)準(zhǔn)AHA左心室分割標(biāo)準(zhǔn)來生成人工短軸堆棧。為每個時間幀為每個切片計算極坐標(biāo)應(yīng)變標(biāo)測圖。然后，隨著機械活化的時間為每個分割段標(biāo)識主應(yīng)變開始的時間或者到達(dá)主應(yīng)變峰值的時間。然后可以應(yīng)用中值濾波器以移除奇異值。圖5圖示生成機械活化標(biāo)測圖的示例性結(jié)果。如圖5中所示，圖像500示出單個分割段隨著時間的主應(yīng)變圖表，并且與主應(yīng)變的峰值502相對應(yīng)的時間是機械活化時間。圖像510示出左心室機械活化時間的極坐標(biāo)標(biāo)測圖，在那里左心室被表示為分為120個分割段的圓形，并且分割段512示出塊線的位置。

根據(jù)機械活化標(biāo)測圖，通過確定最新被活化的分割段來自動標(biāo)識塊電線。當(dāng)最后被活化的分割段不在側(cè)壁處時，在心臟模型上標(biāo)識塊線。通過關(guān)于心臟長軸的圓周角來描述塊線在心肌中的位置。如果左心內(nèi)膜體素的圓周角在大約的某一范圍之內(nèi)，則該左心內(nèi)膜體素被視為在該塊內(nèi)部。更確切地說，該塊的范圍由圍繞通過圓周角標(biāo)識的軸線的角度來定義，即左心內(nèi)膜體素被視為在該塊內(nèi)部是其圓周角滿足。此外，可以從機械活化時間標(biāo)測圖計算角速度。

返回圖2，在步驟208處，使用患者的機械活化標(biāo)測圖和所測得的ECG信號來估計個體化的局部電擴散率參數(shù)。為了估計個體化的電擴散率參數(shù)，使用計算心臟EP模型來模擬心臟電生理學(xué)和軀干電位，將模擬結(jié)果與所測得的ECG信號和機械活化標(biāo)測圖相比較，并且基于模擬結(jié)果與所測得的ECG信號之間的比較以及使用優(yōu)化方法的機械活化標(biāo)測圖來調(diào)整心臟EP模型的電擴散率參數(shù)。盡管在圖2的實施例中，個體化的局部擴散率參數(shù)被估計，但是本發(fā)明不限于此，并且作為對電擴散率參數(shù)的替代或除了電擴散率參數(shù)之外可以計算其他心臟電參數(shù)（諸如動作電位持續(xù)時間、動作電位幅度等等）。

使用患者特定解剖心臟模型來計算用于電生理學(xué)計算的笛卡爾網(wǎng)格域。首先在包圍解剖心臟模型的邊界框中生成笛卡爾網(wǎng)格，其通常具有均勻網(wǎng)格間距但是還有可能具有不等且空間上變化的間距。可以由用戶來定義網(wǎng)格間距或者在系統(tǒng)中固定該網(wǎng)格間距。然后如下從患者特定解剖網(wǎng)格來計算水平集表示。對于網(wǎng)格的每個節(jié)點x，計算到達(dá)解剖模型網(wǎng)格的最短距離，并且將其分配給該節(jié)點。在一個有利實施例中，心肌內(nèi)部的節(jié)點由正的距離來定義，并且不在心肌內(nèi)部的節(jié)點由負(fù)的距離來定義。在沒有任何修改的情況下還可以利用相反的慣例。心肌、心內(nèi)膜和心外膜處的節(jié)點以及隔膜節(jié)點也照此標(biāo)記。還通過額外的水平集信息來在該域中報告可用的疤痕和邊界區(qū)。使用光柵化技術(shù)來將纖維取向f(x)標(biāo)測到每個節(jié)點，或者直接從所標(biāo)測的心內(nèi)膜和心外膜區(qū)重新計算纖維取向f(x)。擴散系數(shù)c(x)和動作電位持續(xù)時間APD(x)被分配給笛卡爾網(wǎng)格的每個心肌節(jié)點x。還可以在每個節(jié)點處空間地標(biāo)測細(xì)胞模型參數(shù)。

可以通過使用用于電生理學(xué)的Lattice-Boltzmann方法（LBM-EP）來計算在心肌內(nèi)每個節(jié)點處的跨膜電位來模擬心臟電生理學(xué)以求解每個節(jié)點處的心臟電生理學(xué)模型。心臟電生理學(xué)模型根據(jù)單域方程來計算跨膜電位v(x,t)隨著時間的變化：

（1），

其中R(x,t)是描述引起動作電位的細(xì)胞機制的反應(yīng)項，c(x)是根據(jù)患者特定數(shù)據(jù)估計的局部擴散率，D(x)是由(1-ρ)f(x)f(x)^T+ρId定義的各向異性（橫向各向同性）矩陣，ρ是交叉纖維擴散率與纖維擴散率之間的比值（典型地ρ=0.11–0.25）。還有可能將正交各向異性或完全各向異性張量D(x)用于纖維架構(gòu)的改進(jìn)的特征。

反應(yīng)項R(x,t)的選取取決于所使用的心臟電生理學(xué)的細(xì)胞模型。這里公開的方法是模型化的，在其中它可以處理任何標(biāo)準(zhǔn)單域模型，諸如但不限于Mitchell等人提出的“Mitchell-Schaeffer模型”、“A Two-Current Model for the Dynamics of Cardiac Membrane”，Bulletin of Mathematical Biology, 65(5):767–793，2003或Ten Tusscher等人提出的模型、“Cell Model for Efficient Simulation of Wave Propagation in Human Ventricular Tissue Under Normal and Pathological Conditions”，Physics in Medicine and Biology, 51, pp 6141，2006。例如對于Mitchell-Schaeffer模型，我們具有：

（2）。

在該方程中，J_stim (x)是外部刺激電流。在手術(shù)中干預(yù)計劃中，當(dāng)電生理學(xué)家在給定位置處使心臟起搏時，使用嵌入式跟蹤方法（例如電磁跟蹤、雙平面基于圖像的跟蹤等等）來跟蹤起搏電極的位置，并且通過嵌入式跟蹤方法返回的起搏電極的位置被用來通過在獲取位置處的J_stim ( x ) 將刺激電流添加到該模型。在手術(shù)前計劃設(shè)置中，通過添加由用戶選取的或由系統(tǒng)自動選取的一個或若干空間位置處的J_stim ( x ) 來實現(xiàn)虛擬起搏。在不失一般性的情況下，該模型確實可以接受一個或若干起搏位置。從例如導(dǎo)管制造商說明書獲得添加到模型的電流量，或者人工定義添加到模型的電流量。在等式（2）中，h ( x , t )是門控變量，其根據(jù)下面的常微分方程來控制離子通道的狀態(tài)：

，

v_gate是電位閾值，并且τ_in、τ_out、τ_open和τ_close是控制動作電位和恢復(fù)曲線的形狀的參數(shù)。

使用Lattice-Boltzmann方法（在這里被稱為LBM-EP）來求解方程（1）。LBM-EP是求解單域電生理學(xué)方程的高度可并行算法。在編號為2013/0226542的標(biāo)題為“Method and System for Fast Patient-Specific Cardiac Electrophysiology Simulations for Therapy Planning and Guidance”的美國公開的專利申請中更詳細(xì)地描述了LBM-EP算法，通過參考將該專利整體合并于此。與標(biāo)準(zhǔn)有限元方法相反，LBM-EP不會明確地求解反應(yīng)擴散方程，而是計算笛卡爾網(wǎng)格上粒子的“運動”，從其形成反應(yīng)擴散行為。粒子可以以一定概率根據(jù)固定的方向（或連通性）來移動。該算法包括面向兩個節(jié)點的步驟：流（streaming），其使得粒子從一個節(jié)點跳到另一節(jié)點；以及碰撞，其負(fù)責(zé)質(zhì)量保存和邊界條件?？梢詮臄?shù)學(xué)上示出，該簡單算法再現(xiàn)反應(yīng)-擴散方程的動力學(xué)。為了使用LBM-EP計算心臟電生理學(xué)，域邊界被表示為水平集并且組織各向異性被建模。因為該方法是面向節(jié)點的，所以該算法是高度可并行的。在一個有利實施例中，可以在圖形處理單元（GPU）上實施該方法，其能夠?qū)崿F(xiàn)干預(yù)期間近實時且準(zhǔn)確的心臟電生理學(xué)計算。在竇性心律中，利用在隔膜處的周期刺激來計算電生理學(xué)模型以模仿快速傳導(dǎo)希氏束（His Bundle）?？梢岳眯膬?nèi)膜上的高擴散率系數(shù)初始化心電圖模型以模仿浦肯雅纖維的影響以及遍及心肌的較低擴散率。然后在一個或多個后續(xù)迭代中基于如下文所述的患者特定ECG測量結(jié)果和機械活化標(biāo)測圖來更新這些初始值。應(yīng)該指出，因為該框架依賴于笛卡爾網(wǎng)格，所以在模型中添加更多結(jié)構(gòu)信息相對簡單。例如，可以通過光柵化將浦肯雅纖維（如果可獲得的話）直接添加到該域?？梢灶愃频厥瓜Ｊ鲜推渌娚韺W(xué)束一體化。

一旦跨膜電位被模擬，就基于跨膜電位來計算軀干電位。使用封閉形式的表達(dá)式（Ω定義計算域；|Ω|是其中元素的數(shù)目）基于跨膜電位v ( x , t ) 來計算計算域的每個節(jié)點處的細(xì)胞外電位Φ_e ：

（3）

其中是恒定擴散各向異性比值，，且D_i和D_e分別是細(xì)胞內(nèi)和細(xì)胞外擴散率張量。然后使用三線性插值將細(xì)胞外電位標(biāo)測回到心外膜表面網(wǎng)格。然后使用邊界元方法（BEM）將細(xì)胞外電位投射到軀干表面網(wǎng)格上。在胸域（軀干表面網(wǎng)格）的任何點x處的電位(x)可以被計算為：

（4）

其中r 是由x 和積分點n定義的矢量，而S_B和S_H分別是軀干和心外膜表面。軀干處的體表電位可以被表示為細(xì)胞外電位的函數(shù)，其允許計算在軀干上的任何點處的電位。如上文所述，可以使用機器學(xué)習(xí)算法來從醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)分割軀干網(wǎng)格。根據(jù)一個可能的實施方式，可以為軀干網(wǎng)格上的每個頂點計算體表電位。在另一可能的實施方式中，可以僅為與用于獲取患者的所測得的ECG信號（例如12導(dǎo)線ECG）的導(dǎo)線位置相對應(yīng)的軀干網(wǎng)格上的頂點計算體表電位。使用在ECG導(dǎo)線位置處計算的體表電位和ECG特征來計算所模擬的ECG信號，諸如從所模擬的ECG信號自動導(dǎo)出QRS復(fù)數(shù)的持續(xù)時間和電軸角。應(yīng)該注意，在上面的描述中采用均勻的軀干模型。然而，這可以被擴展到如在醫(yī)學(xué)圖像中標(biāo)識的結(jié)合肌肉、肺、骨骼、脂肪和其他組織的非均勻的軀干模型。然后每個組織將具有不同的電導(dǎo)率。

通過使用計算心臟EP模型迭代模擬心臟電生理學(xué)和軀干電位以及基于模擬結(jié)果、所測得的ECG信號與機械活化標(biāo)測圖的比較來調(diào)整心臟EP模型的電擴散率參數(shù)來估計心臟的患者特定局部電擴散率參數(shù)。如果機械活化標(biāo)測圖示出不規(guī)則圖案（即最近收縮（機械活化）的位置朝向隔膜顯著移動并且不在側(cè)壁處），則考慮傳導(dǎo)系統(tǒng)中的塊并且由兩個圓周角和來描述該塊的位置和范圍。該塊內(nèi)部心內(nèi)膜組織的擴散率等于心肌擴散率，因為當(dāng)束支被阻塞時電波在肌細(xì)胞上傳播。模型參數(shù)被調(diào)整以使得通過將計算域中的與塊中的體素相對應(yīng)的節(jié)點的擴散率設(shè)置成心肌擴散率而不是左心內(nèi)膜擴散率來使電融合點的位置與塊的位置相匹配。然后估計電擴散率參數(shù)和塊參數(shù)以使得在所模擬的電去極化圖案與塊線相對應(yīng)的同時從所模擬的ECG信號得到的ECG特征與所測得的ECG信號的ECG特征相匹配。這可以使用無梯度優(yōu)化技術(shù)（諸如BOBYQA）來實現(xiàn)，但是本發(fā)明不限于此。如上所述，患者特定解剖心臟模型可以包括標(biāo)記有特定組織狀態(tài)（諸如傷痕和邊界區(qū)）的區(qū)域，它們是使用圖像分割技術(shù)標(biāo)識的。在可能的實施方式中，用于這種區(qū)域的電擴散率參數(shù)可以基于特定組織狀態(tài)被約束成預(yù)定值（例如指示少許導(dǎo)電性或沒有導(dǎo)電性的值）。

圖6圖示根據(jù)本發(fā)明的一個實施例用于估計個體化的電擴散率參數(shù)的算法。圖6的算法可以被用來實施圖2的步驟208。在圖6中，是使用心臟EP模型執(zhí)行心臟電生理學(xué)和軀干電位模擬且返回從EP模擬運行得到的QRS持續(xù)時間的一個過程。是使用心臟EP模型執(zhí)行心臟心電圖和軀干電位模擬且返回從EP模擬運行得到的電軸角的一個過程。如圖6中所示，初始局部擴散率參數(shù)、和以及初始塊參數(shù)和是輸入?？梢岳酶叩淖蠛陀倚膬?nèi)膜擴散率和來初始擴散率參數(shù)以模仿浦肯雅纖維的影響以及較低的心肌擴散率。這些初始值可以是來自文獻(xiàn)的標(biāo)準(zhǔn)擴散率值。從機械活化標(biāo)測圖來確定初始塊參數(shù)和。在步驟601處，基于臨床測得的QRS持續(xù)時間來對心肌擴散率進(jìn)行優(yōu)化。特別地，調(diào)整心肌擴散率以找到使所測得的QRS持續(xù)時間與所模擬的QRS持續(xù)時間之間的差最小化的值。在一個可替代的實施方式中，該步驟可以被適配成使得基于臨床測得的QRS持續(xù)時間和電軸角來優(yōu)化所有、和。在步驟602處，基于所測得的電軸角和應(yīng)變標(biāo)測圖來改進(jìn)左和右心內(nèi)膜的快速擴散率和以及塊線的位置。特別地，左和右心內(nèi)膜擴散率和以及表示塊中位置的圓周角被調(diào)整以便使所測得的電軸角與所模擬的電軸角之間的差最小化。在圍繞從機械活化標(biāo)測圖估計的位置周圍的范圍之內(nèi)調(diào)整塊的位置。在該步驟中“塊區(qū)域（block region）”的擴散率保持不變并且等于所估計的心肌擴散率。在步驟603處，基于所測得的QRS持續(xù)時間和所測得的電軸角來調(diào)整限定塊的范圍的塊角。特別地，塊角被調(diào)整成使考慮所測得的QRS持續(xù)時間與所模擬的QRS持續(xù)時間之間的差以及所測得的電軸角與所模擬的電軸角之間的差的成本函數(shù)最小化。步驟601、602和603被迭代直到收斂為止，結(jié)果得到心肌中個體化的電擴散率以及左和右心內(nèi)膜，以及塊線的經(jīng)過改進(jìn)的位置和范圍。

如上所述，在步驟208中，基于使用計算心臟EP模型的心臟電生理學(xué)模擬來估計個體化的局部電擴散率參數(shù)。根據(jù)可能的實施例，可以在通過跟蹤醫(yī)學(xué)圖像上的心臟而獲得的移動網(wǎng)格上計算心臟EP模型。在另一可能的實施例中，心臟EP模型可以是心臟機電模型，其將心臟生物力學(xué)模型耦合到心臟電生理學(xué)模型以模擬在一段時間上的心臟電生理學(xué)和心臟生物力學(xué)（心臟的運動）。心臟生物力學(xué)模型被耦合到上述心臟電生理學(xué)模型并且通過對動力學(xué)方程求解來模擬患者特定解剖模型的形變，其中、和分別表示網(wǎng)格節(jié)點的加速度、速度和位移，并且、和分別是質(zhì)量矩陣、內(nèi)部彈性剛度矩陣和瑞利阻尼矩陣。、和分別是模型主動應(yīng)力、心室壓力和機械邊界條件?？梢杂梢罁?jù)動作電位來表示活動柯西應(yīng)力張量的模型來計算主動應(yīng)力外力。因此，通過心臟電生理學(xué)模型在每個時間步為患者特定解剖心臟模型中的每個節(jié)點計算的動作電位被用來確定在心臟生物力學(xué)模型中的該節(jié)點處施加的主動應(yīng)力外力。用于計算主動應(yīng)力的模型主要由三個參數(shù)來支配，即細(xì)胞可以達(dá)到的最大收縮度和ATP結(jié)合和釋放率。該模型簡化真實心肌細(xì)胞收縮并因此僅接近復(fù)雜的底層生物物理現(xiàn)象的行為。然而，這允許在可臨床觀察的同時參數(shù)的數(shù)目相當(dāng)?shù)?，從而實現(xiàn)模型的魯棒個體化。在沒有顯著修改的情況下可以類似地采用更多高級模型?？梢允褂镁€性模型或正交各向異性模型（諸如正交各向異性Holzapfel-Ogden（H-O）模型）來計算被動應(yīng)力。H-O模型是從心肌組織結(jié)構(gòu)的考慮得到的，意味著心臟組織示出不同的行為，盡管它會沿著纖維方向、垂直于纖維等等來拉伸。H-O模型包括八個材料常數(shù)，它們被約束在指數(shù)應(yīng)力-應(yīng)變能量函數(shù)內(nèi)。使用乘法的雅可比能量分解（MJED）或總拉格朗日顯式動力學(xué)（TLED）公式來再用公式表示能量允許患者特定組織生物力學(xué)的高效計算。動脈和心房二者對心室運動的影響以及心包約束在生物力學(xué)模型內(nèi)被視為機械邊界條件，其考慮力矢量。在心臟EP模型是心臟機電模型的情況下，用于使心臟EP模型個體化的上述方法可以被修改成將下面的步驟添加到每個迭代：基于所觀察到的患者動態(tài)心臟醫(yī)學(xué)圖像中的心臟運動與使用心臟生物力學(xué)的模型模擬的心臟運動的比較來估計患者特定生物力學(xué)組織參數(shù)（例如剛度和最大主動應(yīng)力）。在這種情況下，心臟機電模型模擬心臟機電（電生理學(xué)和生物力學(xué)）以及心臟電生理學(xué)參數(shù)（例如擴散率）、心臟生物力學(xué)參數(shù)（例如組織剛度和最大主動應(yīng)力），并且基于所模擬的心臟機電和心臟圖像以及體電位來估計塊線參數(shù)。

返回圖2，在步驟210處，個體化的電擴散率值和所模擬的心臟電生理學(xué)是輸出。可以通過在顯示設(shè)備上顯示個體化的（患者特定）局部電擴散率值來輸出該值。在一個示例性實施方式中，可以通過生成示出空間上變化的電擴散率參數(shù)的患者的心臟的3D標(biāo)測圖并在顯示設(shè)備上顯示3D擴散率標(biāo)測圖來將個體化的電擴散率參數(shù)可視化。例如，通過基于網(wǎng)格上每個點處的擴散率值對患者心臟的所提取的網(wǎng)格進(jìn)行顏色編碼來將空間上變化的個體化的擴散率參數(shù)可視化。該個體化的電擴散率參數(shù)還被存儲為患者特定計算心臟EP模型的擴散率參數(shù)，這然后可以被用來執(zhí)行如在圖1的步驟108中描述的患者特定心臟EP模擬。除了個體化的電擴散率值之外，患者的塊線的位置和范圍也被輸出。3D電擴散率標(biāo)測圖將示出塊線，因為塊線中的心內(nèi)膜點的擴散率值將比其他心內(nèi)膜擴散率更低。還可以例如通過將應(yīng)變標(biāo)測圖和機械活化標(biāo)測圖顯示在顯示設(shè)備上來輸出所計算的應(yīng)變標(biāo)測圖和機械活化標(biāo)測圖?？梢酝ㄟ^生成隨著時間示出所模擬的動作電位的患者的心臟的3D標(biāo)測圖來將所模擬的電生理學(xué)可視化。

如上所述，圖2的方法基于從動態(tài)心臟圖像提取的應(yīng)變標(biāo)測圖來估計患者特定心臟電參數(shù)。根據(jù)本發(fā)明的可能實施例，該方法可以在患者的一個生理狀態(tài)（例如靜止）期間被執(zhí)行，或者可以在患者的各個生物狀態(tài)（例如靜止以及各個應(yīng)力水平）期間被執(zhí)行多次。在患者的各個生理狀態(tài)執(zhí)行該方法使得能夠基于患者在不同生理狀態(tài)下的所模擬的電生理學(xué)來為患者估計恢復(fù)曲線參數(shù)。例如，行動電位持續(xù)時間關(guān)于心率的縮短量可以被用來使用于患者的離子通道參數(shù)個體化。

盡管圖2的方法被描述為使用LBM-EP執(zhí)行心臟EP模擬以便求解Mitchell-Schaeffer心臟電生理學(xué)模型，但是要理解這里描述的框架可以與電生理學(xué)模型（例如Mitchell-Schaeffer、TenTusscher、Fenton-Karma等等）或任何求解器（LBM、有限元、有限差等等）一起使用。如上文所述，圖2的方法使用患者的ECG測量結(jié)果來使電擴散率參數(shù)個體化。該方法可以被擴展到創(chuàng)傷性心電圖標(biāo)測或體表電位標(biāo)測可用的情況。在這種情況下，在優(yōu)化過程期間將電去極化與創(chuàng)傷性心電圖標(biāo)測或體表電位標(biāo)測數(shù)據(jù)和應(yīng)變標(biāo)測圖一起進(jìn)行比較。圖2的方法還可以被擴展到在沒有任何心電圖測量結(jié)果而僅應(yīng)變標(biāo)測圖可用的情況。在這種情況下，從機械活化標(biāo)測圖估計活化的速度并且該速度被用來計算電波的速度，其然后被用來估計速度電擴散率，其可以被用來在優(yōu)化過程中代替ECG測量結(jié)果。盡管圖2的方法描述從動態(tài)心臟圖像導(dǎo)出的應(yīng)變標(biāo)測圖用于使電擴散率參數(shù)個體化，但是該方法可以被類似地應(yīng)用于使用其他機械標(biāo)測圖的情況，諸如運動、速度、組織多普勒成像等等。

圖7圖示根據(jù)本發(fā)明的第二實施例估計心臟的患者特定電性質(zhì)的方法。圖7的方法基于患者的醫(yī)學(xué)圖像和所測得的體表電位來估計心臟的患者特定電性質(zhì)。該實施例將使用體表電位標(biāo)測或標(biāo)準(zhǔn)心電圖獲取的體表電位測量結(jié)果與心臟EP的計算模型組合，以便將整個心肌上的容積3D心臟電位和量化心臟的EP局部參數(shù)可視化以及改進(jìn)患者特定心臟EP模型的準(zhǔn)確性。圖7的方法可以被用來執(zhí)行圖1的步驟106并且生成患者特定計算心臟EP模型。此外，圖7的方法估計提供重要信息且可以被采用作為用于診斷和計劃使用的新生理參數(shù)的患者的心臟電參數(shù)，即使在沒有使用計算心臟EP模型的其他模擬的情況下。圖8是根據(jù)本發(fā)明的一個實施例圖示用于執(zhí)行圖7的方法的框架的功能框圖。

參考圖7，在步驟702處，接收患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)和體表電位測量結(jié)果。該醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)可以是使用任何類型的醫(yī)學(xué)成像模態(tài)（諸如計算機斷層掃描攝影（CT）、三維旋轉(zhuǎn)血管造影術(shù)、磁共振成像（MRI）、超聲（US）等等）獲取的心臟圖像數(shù)據(jù)，假如心臟在醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)中可見的話。在有利實施方式中，醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)包括患者的心臟的至少一個3D圖像以及患者的軀干的至少一個3D圖像?？梢詮膱D像獲取設(shè)備（諸如CT掃描儀、C臂圖像獲取設(shè)備、MRI掃描儀或US掃描儀）直接接收醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)，或者可以通過加載患者的先前存儲的心臟圖像數(shù)據(jù)來接收醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)。

體表電位標(biāo)測圖是使用體表標(biāo)測（BSM）獲取的，該體表標(biāo)測（BSM）是一種無創(chuàng)性方法，在其中電信號是從放置在患者軀干上的大量導(dǎo)線同時記錄的。典型地，BSM記錄來自患者軀干上的幾百導(dǎo)線的電信號（體表電位）?？梢允褂萌魏蜝SM系統(tǒng)。實際上，也可以采用標(biāo)準(zhǔn)12-導(dǎo)線ECG，盡管代價是可能較低的準(zhǔn)確性。通過成像（例如利用CT成像或通過使用3D照相機（諸如Kinect））獲得患者軀干上的關(guān)于心臟的導(dǎo)線的準(zhǔn)確位置?？梢詮腂SM導(dǎo)線直接接收體表電位標(biāo)測圖，或者可以通過加載先前存儲的患者的體表電位標(biāo)測圖來接收體表電位標(biāo)測圖。如圖8中所示，在框800處執(zhí)行數(shù)據(jù)的獲取并且數(shù)據(jù)的獲取包括框802中的體表電位標(biāo)測圖的獲取。

返回到圖7，在步驟704處，根據(jù)患者的醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)來生成心臟和軀干的患者特定解剖模型。如圖8中所示，框800中的數(shù)據(jù)的獲取包括框804中的患者特定幾何形狀的獲取，其包括心臟網(wǎng)格、軀干網(wǎng)格、描述心臟網(wǎng)格與軀干網(wǎng)格之間的耦合關(guān)系的耦合矩陣、以及提供心肌纖維在心臟網(wǎng)格上的標(biāo)測的纖維圖集。還可以利用最近的擴散張量磁諧振成像來在體內(nèi)測量纖維。可以如上所述結(jié)合圖1的步驟104來生成患者特定解剖心臟模型，其包括心臟網(wǎng)格、心臟網(wǎng)格上標(biāo)記的（例如在延遲增強MRI上分割的）疤痕和邊界區(qū)、以及心肌纖維到心臟網(wǎng)格的標(biāo)測。為了生成軀干的患者特定解剖模型（軀干網(wǎng)格），可以使用機器學(xué)習(xí)技術(shù)或其他圖像分割技術(shù)來在軀干的3D圖像中分割軀干的邊界以及可選地肺、肌肉和骨骼。表示軀干邊界的輪廓然后被融合以形成表示軀干的容積3D網(wǎng)格。

軀干中擴散的電模型被用來描述心臟與軀干之間的耦合關(guān)系?？梢酝ㄟ^首先根據(jù)心外膜上的跨膜電位推斷細(xì)胞外電位，并且然后使用邊界元方法（BEM）（如上文的方程（4）中所示）求解泊松方程來根據(jù)心臟電位計算軀干上的電位。因此，可以通過線性關(guān)系來對心臟網(wǎng)格與軀干網(wǎng)格之間的電耦合建模，其中表示心外膜上的細(xì)胞外電位，表示軀干電位，并且是通過心臟-軀干幾何形狀的邊界元離散化獲得且針對電位求解泊松方程的耦合矩陣或“變換矩陣”。

在圖7的步驟706處，根據(jù)患者的體表電位標(biāo)測圖來估計心臟表面上的心外膜細(xì)胞外電位，并且根據(jù)細(xì)胞外電位來估計心臟表面上的跨膜電位。如圖8中所示，在框810中執(zhí)行心外膜上的2D心臟表面電位的估計。不幸地是，歸因于通過軀干的信息損失，耦合矩陣是不可逆的并且該關(guān)系不能被用來從軀干電位唯一地恢復(fù)心外膜表面上的細(xì)胞外電位。因此，圖8的框810示出根據(jù)本發(fā)明的一個有利實施例的用于重建心臟表面上的心外膜細(xì)胞外電位的兩步驟方法。第一步驟（框812）執(zhí)行心外膜表面處的細(xì)胞外電位的逐幀重建。第二步驟（框814）基于心臟中的跨膜電位的動作電位的形狀來通過空間-時間正則化和模板匹配推斷在心外膜處的跨膜動作電位。

在第一步驟（框812）中，利用空間正則化來逐幀地重建心外膜細(xì)胞外電位，其中每個幀與相應(yīng)的時間步相對應(yīng)。通過求解下面的“正則化問題”來為每個幀獨立地重建細(xì)胞外電位的適當(dāng)標(biāo)測圖：

（5）。

可以通過使用迭代重加權(quán)最小二乘法來實現(xiàn)方程（5）（其是“Lp正則化的”和“Lq優(yōu)化的”）的優(yōu)化，并且可以使用依據(jù)軀干電位標(biāo)測圖上的信息以及關(guān)于心臟狀態(tài)的先驗知識（諸如所有位置都處于復(fù)極化狀態(tài)的向前傳播的存在的知識）的交叉驗證方法來選取、和的值。

在第二步驟（框814）中，在第一步驟中獲得的心外膜細(xì)胞外電位的結(jié)果得到的近似標(biāo)測圖被后處理以導(dǎo)出心外膜上的跨膜電位并使用心肌中跨膜電位的“動作電位”形狀的知識來執(zhí)行跨膜電位的空間-時間正則化。該步驟使用跨膜電位來為所估計的心外膜細(xì)胞外電位提供時間相干性。在一個有利實施方式中，可以使用向前傳播的單域公式化，盡管這里描述的方法也可以應(yīng)用于心臟心電圖的雙域公式。在單域框架中，細(xì)胞外電位與跨膜電位之間的關(guān)系的第一近似可以被表示為：

（6），

其中是單域模型的各向異性因子并且與在給定時間t處跨膜電位在整個心臟上的平均值成比例?？梢栽谝粋€點x 中利用3個參數(shù)來對跨膜電位建模，該3個參數(shù)是行動電位持續(xù)時間，行動電位的幅度和細(xì)胞的活化時間。使用幅度為1mV、持續(xù)時間為500ms且活化時間為0ms的行動電位的模板函數(shù)，以使得心肌中的一個點x 上的跨膜電位被寫為：

（7），

在整個心外膜表面上，可以在、和標(biāo)測圖中假定一些規(guī)則。特別地，可以假定活化時間是心臟網(wǎng)格上的位置的分段連續(xù)函數(shù)并且動作電位持續(xù)時間和幅度也是心臟網(wǎng)格上的分段連續(xù)值，例如在心肌、疤痕區(qū)或邊界區(qū)中采用不同的值?？梢匀菀椎亟Y(jié)合動作電位持續(xù)時間梯度。

可以利用使用基于期望最大化方法和圖案匹配的數(shù)學(xué)方法聯(lián)合估計標(biāo)測圖、標(biāo)測圖、標(biāo)測圖和函數(shù)的算法來執(zhí)行跨膜電位的估計和空間-時間正則化。如這里所使用的，分段L2-正則化（PW-L2）表示先前從醫(yī)學(xué)圖像數(shù)據(jù)分割且在心臟網(wǎng)格上標(biāo)記的每個區(qū)（疤痕區(qū)、邊界區(qū)和心肌區(qū)）內(nèi)部獨立執(zhí)行L2-正則化的過程。根據(jù)一個有利實施方式，可以如下執(zhí)行該算法：

-通過擬合的 “極端導(dǎo)數(shù)點”來初始化標(biāo)測圖和標(biāo)測圖（即細(xì)胞外電位隨著時間的最小值或最大值），在從體表電位測量結(jié)果導(dǎo)出的“QT持續(xù)時間-QRS持續(xù)時間”處初始化標(biāo)測圖，以及在心臟網(wǎng)格上執(zhí)行分段L2正則化。

-將初始化為在心外膜表面上的平均值，用導(dǎo)數(shù)和之間的相關(guān)系數(shù)加權(quán)以便將更多權(quán)重給予正確擬合的跨膜電位，以及執(zhí)行隨著時間的L2正則化。

-在下面兩個步驟之間迭代：

○通過優(yōu)化以下成本函數(shù)中的每個點、通過執(zhí)行、和標(biāo)測圖的分段L2正則化來改進(jìn)心外膜表面上跨膜電位的估計：

○將估計為在心臟網(wǎng)格表面上的平均值，用導(dǎo)數(shù)與之間的相關(guān)系數(shù)加權(quán)，以及執(zhí)行隨著時間的L2正則化。

該算法的最后兩個步驟可以被迭代直到和標(biāo)測圖以及收斂為止，或者可以將這些步驟迭代預(yù)定的迭代數(shù)目。上面的算法獲得心外膜跨膜表面電位隨著時間的完全真實表示，其中心外膜表面的每個點中的時間的連續(xù)動作電位成形函數(shù)然后可以被用于與心臟EP的前向模型聯(lián)系在一起來估計心臟EP模型的容積患者特定電參數(shù)。

圖9圖示根據(jù)軀干電位來重建心臟表面上的心外膜跨膜電位的示例性結(jié)果。如圖9中所示，圖像902示出軀干電位在3D軀干網(wǎng)格上的可視化并且圖像904示出心外膜電位在根據(jù)軀干電位重建的3D心臟網(wǎng)格的表面上的可視化。圖像906示出在根據(jù)表面電位估計的心外膜電位的空間-時間正則化中使用的行動電位的模板函數(shù)。

返回到圖7，在步驟708處，估計個體化的心臟電參數(shù)并且重建心臟電位的3D（即容積）標(biāo)測圖。根據(jù)心臟表面上心外膜跨膜電位的真實表示，計算心臟EP模型被用來通過迭代地執(zhí)行如在先前的段落中描述的以下內(nèi)容來重建心臟內(nèi)部的3D容積跨膜電位：估計心肌內(nèi)部的心臟電參數(shù)、利用所估計的心臟電參數(shù)來模擬電活動，以及將從模擬產(chǎn)生的心臟表面上的跨膜心外膜電位與步驟706中計算的所重建的跨膜心外膜表面電位進(jìn)行比較。可以如上所述結(jié)合圖2的步驟208來實施心臟EP模型。如上所述，心臟EP模型可以通過使用用于電生理學(xué)的Lattice-Boltzmann方法（LBM-EP）求解每個節(jié)點處的心臟電生理學(xué)模型（諸如Mitchell-Schaeffer模型）以計算解剖心臟模型的心肌內(nèi)每個節(jié)點處的跨膜電位來隨著時間模擬心臟EP。如圖8中所示，在框820中執(zhí)行心臟中電位的聯(lián)合心臟電參數(shù)估計和3D重建，并且包括框822中心臟電性質(zhì)的初始化和利用前向心臟EP模型（框824）的模擬以及通過心臟表面上所模擬的跨膜心外膜電位與從所測得的體表電位標(biāo)測圖重建的心臟表面上跨膜心外膜電位的比較來更新EP參數(shù)（心臟電參數(shù)）的迭代。

為了初始化空間上變化的心臟電參數(shù)的值（框822），生成包括心臟模型的表面上的局部再極化時間、幅度和擴散率的2D性質(zhì)標(biāo)測圖的表面估計（E1）。所導(dǎo)出的跨膜電位的活化時間標(biāo)測圖被用來估計局部電導(dǎo)率的“明顯的”值，其然后與表面上的電擴散率有關(guān)。將表面上的電擴散率與前面的局部3D方向一起用于近似沿著纖維的主方向的擴散率張量的參數(shù)。從個體化的解剖心臟模型得知纖維的方向和各向異性比。所導(dǎo)出的跨膜電位的動作電位持續(xù)時間被用來估計再極化時間的局部值以及所使用的細(xì)胞模型中的對應(yīng)參數(shù)（例如Mitchell-Schaeffer模型中的）。所導(dǎo)出的跨膜電位的動作電位幅度被用來使細(xì)胞模型的電壓比例因子個體化。在我們研究室性心動過速或起搏器誘導(dǎo)的電活動的情況下，心外膜活化標(biāo)測圖可以被用來標(biāo)識起搏器的位置或室性心動過速的根源。一旦生成2D性質(zhì)標(biāo)測圖，就可以在3D心臟模型上插值2D標(biāo)測圖以生成心臟電參數(shù)的3D標(biāo)測圖的估計（E2）。通過假設(shè)心肌內(nèi)部的值與心臟表面上最近點相同（除了在我們了解與該值相矛盾的組織結(jié)構(gòu)的情況下）來初始化心臟電參數(shù)的3D標(biāo)測圖。例如，在心臟模型中的基于圖像分割被標(biāo)記為在傷痕區(qū)中的節(jié)點處，電擴散率值為零。

一旦為心肌中的所有節(jié)點初始化心臟電性質(zhì)的值（例如擴散率、動作電位持續(xù)時間和動作電位幅度），就迭代下面兩個步驟以聯(lián)合估計患者特定心臟電參數(shù)以及重建患者特定電性質(zhì)的3D標(biāo)測圖：（1）利用計算心臟EP模型和心臟電性質(zhì)的3D標(biāo)測圖的估計（E2）來模擬心臟電生理學(xué)以作為心臟EP模型的輸入；以及（2）計算從心臟EP模擬得到的所模擬的心外膜表面上的活化標(biāo)測圖與根據(jù)體表電位標(biāo)測中的所測得的軀干電位生成的所重建的活化標(biāo)測圖之間的差，以及更新心臟電性質(zhì)的3D標(biāo)測圖的估計（E2）以便在下面的迭代中使該差降低。還可以采用更多信息（諸如全局QRS持續(xù)時間、QT持續(xù)時間）來進(jìn)一步約束該問題。如上所述結(jié)合圖2的步驟208來執(zhí)行心臟電生理學(xué)模擬，并且根據(jù)所模擬的跨膜電位來生成心臟表面上的所模擬的活化標(biāo)測圖。根據(jù)一個有利實施方式，可以通過聯(lián)合地應(yīng)用數(shù)學(xué)優(yōu)化方法（諸如無導(dǎo)數(shù)局部優(yōu)化、遺傳算法）或更復(fù)雜方法（比如來自微分方程理論的正向-倒向分析）來更新心臟電性質(zhì)的3D標(biāo)測圖。上述步驟可以被迭代直到收斂為止（即所模擬的與所重建的活化標(biāo)測之間的差小于閾值），或者迭代達(dá)預(yù)定迭代數(shù)目。這導(dǎo)致3D心臟模型上患者特定空間上變化的心臟電參數(shù)，當(dāng)將它們輸入到心臟EP模型時，提供可以被用來執(zhí)行患者特定心臟EP模擬的患者特定心臟EP模型。模擬步驟的最后迭代使用患者特定心臟電參數(shù)來模擬心臟中的跨膜電位，并因此提供心臟的電生理活動的個體化3D重建。如上所述，患者特定解剖心臟模型可以包括使用圖像分割段技術(shù)標(biāo)識的標(biāo)記有特定組織狀態(tài)的區(qū)域（諸如傷痕或邊界區(qū)）。在一個可能的實施方式中，對于這種區(qū)域的心臟電參數(shù)可以基于特定組織狀態(tài)被約束成預(yù)定值（例如指示少許導(dǎo)電性或沒有導(dǎo)電性的值）。

如上所述，在步驟708中，基于使用計算心臟EP模型的電生理學(xué)模擬來估計個體化的心臟電參數(shù)。根據(jù)一個可能的實施例，可以在通過跟蹤醫(yī)學(xué)圖像上的心臟而獲得的移動網(wǎng)格上計算心臟EP模型。在另一可能的實施例中，心臟EP模型可以是心臟機電模型，其將心臟生物力學(xué)的模型耦合到心臟電生理學(xué)的模型以模擬在一段時間上的心臟電生理學(xué)和心臟生物力學(xué)（心臟運動）?？梢匀缟纤鼋Y(jié)合圖2的步驟208來實施心臟機電模型。在心臟EP模型是心臟機電模型的情況下，可以修改用于個體化的心臟EP模型的上述方法以使得基于所觀察的患者的動態(tài)心臟醫(yī)學(xué)圖像中的心臟運動與在每次迭代中使用心臟生物力學(xué)模型的所模擬的心臟運動的比較來估計心臟生物力學(xué)的模式的患者特定生物力學(xué)組織參數(shù)（例如剛度和最大主動應(yīng)力）。在這種情況下，心臟機電模型模擬心臟機電（電生理和生物力學(xué)）以及心臟電生理學(xué)參數(shù)（例如擴散率、動作電位持續(xù)時間和動作電位幅度），并且基于所模擬的心臟機電來估計心臟生物力學(xué)參數(shù)（例如組織剛度和最大主動應(yīng)力）。使用移動網(wǎng)格將允許心臟再極化參數(shù)（例如APD等等）的更準(zhǔn)確估計，它會受到心臟運動的影響。

返回圖7，在步驟710處，心臟電參數(shù)的3D容積標(biāo)測圖被輸出。這些3D標(biāo)測圖提供遍及心肌壁且不僅在心外膜表面上的心臟電參數(shù)?？梢酝ㄟ^將3D容積標(biāo)測圖顯示在顯示設(shè)備上來輸出心臟電參數(shù)（例如擴散率、動作電位持續(xù)時間、動作電位幅度）的3D標(biāo)測圖。在一個示例性實施方式中，可以在被顯示在顯示設(shè)備上的患者的心臟的呈遞上將個體化的電擴散率參數(shù)的3D容積標(biāo)測圖可視化。例如，可以通過基于網(wǎng)格上每個點處擴散率值對患者的心臟的所提取的網(wǎng)格進(jìn)行顏色編碼來將空間上變化的個體化的心臟電參數(shù)可視化。個體化的心臟電參數(shù)的3D標(biāo)測圖還被存儲為患者特定計算心臟EP模型的相對應(yīng)參數(shù)，它然后被用來執(zhí)行如圖1的步驟108中所述的患者特定心臟EP模擬。除了個體化的心臟電參數(shù)的3D標(biāo)測圖之外，還可以顯示使用患者特定心臟EP模型計算的心臟表面上的心外膜電位和/或所模擬的跨膜電位的標(biāo)測圖。其他EP標(biāo)測圖（諸如活化標(biāo)測圖）也可以被可視化并且顯示在顯示設(shè)備上。

圖7的方法基于從所測得的體表電位（密集的測量結(jié)果或標(biāo)準(zhǔn)12-導(dǎo)線ECG）重建的心外膜電位來估計患者特定心臟電參數(shù)。根據(jù)可能的實施例，圖7可以被修改以進(jìn)一步使用上述圖2的方法基于動態(tài)心臟圖像來調(diào)諧患者特定心臟電參數(shù)。

如上所述，圖7的方法使用體表電位標(biāo)測圖（其是使用BSM獲取的）來重建心臟的表面上的心外膜電位以便估計遍及心?。ㄈ莘e）的心臟EP模型的患者特定心臟電參數(shù)。要理解，本發(fā)明不限于BSM測量結(jié)果并且可以使用任何體表電位（軀干電位）測量結(jié)果。例如，可以使用從12-導(dǎo)線ECG記錄獲取的體表電位或者利用放置在被選擇成對具體心肌電活動具有最大洞察力的不同位置中的12根導(dǎo)線來執(zhí)行圖7的方法。圖7的方法還可以被擴展以覆蓋在不同時間執(zhí)行的多個記錄被組合以分析同一現(xiàn)象（諸如CRT中導(dǎo)線引起的向前傳播或竇性心律）的情況。圖7的方法還可以被擴展以使得使用多個現(xiàn)象（例如組合室性心動過速和竇性心律）來迭代地改進(jìn)心臟的局部區(qū)域的EP參數(shù)的個體化。這可以例如幫助估計恢復(fù)曲線（即關(guān)于心率來說動作電位縮短了多少）。

圖10圖示根據(jù)ECG測量結(jié)果來重建心臟表面上的心外膜電位的示例性結(jié)果。如圖10中所示，圖像1002示出根據(jù)示出傷痕周圍（非擴散區(qū)）的向前傳播的ECG測量結(jié)果重建的心外膜表面電位的可視化，并且圖像1004示出心臟表面上地面實況心外膜電位的可視化。圖11圖示在動作電位持續(xù)時間正則化之后重建活化標(biāo)測圖的結(jié)果。如圖11中所示，圖像1100示出模板動作電位函數(shù)TP 1102在所重建的動作電位1104上的擬合，并且圖像1110示出所重建的活化標(biāo)測圖在左心室上的可視化。

可以使用公知的計算機處理器、存儲器單元、存儲設(shè)備、計算機軟件和其他部件來在計算機上實施用于心臟電生理學(xué)的患者特定模擬以及估計患者特定心臟電參數(shù)的上述方法。圖12中圖示這樣的計算機的高級框圖。計算機1202包含處理器1204，其通過執(zhí)行限定計算機1202的整體操作的計算機程序指令來控制這樣的操作。計算機程序指令可以被存儲在存儲設(shè)備1212（例如磁盤）中并且當(dāng)期望執(zhí)行計算機程序指令時被加載到存儲器1210中。因此，可以用存儲在存儲器1210和/或存儲設(shè)備1212中的計算機程序指令來限定圖1、2、3、6、7和8的方法的步驟，并且由執(zhí)行計算機程序指令的處理器1204來控制該步驟。圖像獲取設(shè)備1220（諸如CT掃描設(shè)備、C臂圖像獲取設(shè)備、MR掃描設(shè)備、超聲波設(shè)備等等）可以被連接到計算機1202以將圖像數(shù)據(jù)輸入到計算機1202。有可能將圖像獲取設(shè)備1220和計算機1202實施為一個設(shè)備。還有可能使圖像獲取設(shè)備1220和計算機1202通過網(wǎng)絡(luò)無線地通信。在一個可能的實施例中，計算機1202可以關(guān)于圖像獲取設(shè)備1220遠(yuǎn)程定位并且可以作為服務(wù)器或基于云的服務(wù)的一部分來執(zhí)行方法步驟。計算機1202還包括用于經(jīng)由網(wǎng)絡(luò)與其他設(shè)備進(jìn)行通信的一個或多個網(wǎng)絡(luò)接口1206。計算機1202還包括其他輸入/輸出設(shè)備1208，其能夠?qū)崿F(xiàn)與計算機1202（例如顯示器、鍵盤、鼠標(biāo)、揚聲器、按鈕等等）的用戶交互。可以結(jié)合計算機程序集來將這樣的輸入/輸出設(shè)備1208用作注釋從圖像獲取設(shè)備1220接收的容積的注釋工具。本領(lǐng)域技術(shù)人員將認(rèn)識到，實際計算機的實施還可以包含其他部件，并且圖12是為了說明目的的這樣的計算機的一些部件的高級表示。

前述具體實施方式要被理解為在每個方面都是說明性和示例性的但不是約束性的，并且這里公開的本發(fā)明的范圍不是從具體實施方式來確定的，而是從如根據(jù)專利法許可的全范圍所解釋的權(quán)利要來確定的。要理解，這里示出和描述的實施例僅說明本發(fā)明的原理并且在不偏離本發(fā)明范圍和精神的情況下本領(lǐng)域技術(shù)人員可以實施各種修改。在不偏離本發(fā)明范圍和精神的情況下本領(lǐng)域技術(shù)人員可以實施各個其他特征組合。