JP6461916B2 - ２ｄ平面投影及び部分的展開表面マッピングプロセスを利用して不整脈を視覚化し分析するためのシステムの作動方法 - Google Patents

Description

本開示は、一般に、医療機器マッピング・システムにおける画像生成に関する。より詳細には、本開示は、３次元モデルからの２次元画像の生成に関する。

現在の心臓内ナビゲーション及びマッピング・システムは、３次元（３Ｄ）データ表示を使用している。３Ｄデータ表示では、心内膜の３Ｄ形状モデルがコンピュータ・ディスプレイ上に描かれる。典型的なシステムは、心臓の電圧を測定しながら同時に心臓をマッピングするために１つ以上のカテーテルを使用することを含む。３Ｄ形状モデルは、カテーテルの１つ以上の電極によって取得されたデータを使用して生成される。３Ｄ形状モデルは、それをコンピュータ・スクリーン上で回転させることによって心臓表面及び様々な診断マップを任意の角度で観察することを可能にするが、ユーザはいかなる時も心臓の表面全体を見ていない。加えて、いくつかの状況で、ユーザは、心臓表面形状に関するカテーテルの全体像を見ることができず、その理由は、前景部の心臓表面形状の図形要素によって遮られる心臓表面形状の背景部要素が存在するからである。

心臓の３Ｄ心臓モデルなどの３Ｄ形状モデルを２次元（２Ｄ）ディスプレイに表示する際、診断マップ（例えば、電圧マップ）全体を同時に見ることは多くの場合困難である。したがって、３Ｄ形状モデルは、モデルの異なる区域を見るために回転させなければならない。それに加えて、診断マップが動画グラフィックスを有している場合、グラフィックスの全体を同時に見ることができないことがある。なぜなら、ユーザは、モデルが回転するとき、動画がモデル全体（背景部及び前景部）の上を動き回ることになるからである。結果として、ある種の診断マップの特徴やパターンは、心臓の３Ｄ形状モデルのみを使用して識別することが困難であることがある。

マッピング技術の最近の進歩は、３Ｄ画像の２次元マップへの展開を含む。例えば、Moreau-Gobardの米国特許第７，５４２，５９５号は、心臓の表面の冠状動脈及び血管をより完全に可視化するためにレイキャスティング技法を使用して３Ｄ心臓画像を展開することを記載している。しかしながら、そのような技法による展開は、心臓の著しい歪みを引き起し、結果として生じる２Ｄ画像の判読を困難にしている。

本開示は、３Ｄ表面形状を平面投影上に投影するためのシステム及び方法に関する。１つの実施形態では、方法は、腔の３Ｄ表面形状から２Ｄ平面表示をレンダリングするためのものであり、当該方法は、腔の３Ｄ表面形状を取得するステップと、腔の第１の特徴部位を有する３Ｄ表面形状の第１の表面セクションを識別するステップと、３Ｄ表面形状の第１及び第２の点を選択して、切断曲線を形成するステップと、３Ｄ表面形状を切断曲線で展開して、腔の２Ｄ平面表示をレンダリングするステップと、を備え、第１及び第２の点は、２Ｄ平面表示における第１の特徴部位の表示を最適化するように選択される。

別の実施形態では、方法は、３Ｄ表面形状を平面投影上に投影するものであり、当該方法は、マッピング情報を表す腔表面の点の間の角度及び距離を生成するアルゴリズムを使用して腔表面の３Ｄ形状を取得するステップと、腔表面の少なくとも２点に切断曲線を適用するステップと、腔表面の少なくとも一部を切断曲線に沿って少なくとも部分的に展開して、腔表面の点の間の角度及び距離を最適に保持する平面投影を形成するステップと、を備える。

さらなる別の実施形態では、方法は、３Ｄ表面形状を平面投影上に投影するものであり、当該方法は、腔表面の３Ｄ形状を取得するステップであって、３Ｄ形状はマッピング情報を含み、マッピング情報は対象の区域及び非対象の区域を含む、取得するステップと、腔表面の少なくとも２点に切断曲線を適用するステップと、腔表面の少なくとも一部を切断曲線に沿って少なくとも部分的に展開して、平面投影を形成するステップであって、平面投影が、非対象の区域の歪みを考慮せずに、対象の区域に対する歪みを最小にする、形成するステップとを含む。

例示の心臓内マッピング及びナビゲーション・システムの概略図である。 図１の心臓内マッピング及びナビゲーション・システムで使用するのに好適な駆動されているボディ・パッチ電極の例示の双極子対の概略図である。 図１の心臓内マッピング及びナビゲーション・システムで使用するのに好適な駆動されているボディ・パッチ電極の例示の双極子対の概略図である。 図１の心臓内マッピング及びナビゲーション・システムで使用するのに好適な駆動されているボディ・パッチ電極の例示の双極子対の概略図である。 図１の心臓内マッピング及びナビゲーション・システムで使用するのに好適な駆動されているボディ・パッチ電極の例示の双極子対の概略図である。 図１の心臓内マッピング及びナビゲーション・システムの表示スクリーンの図である。図３は、心臓の３次元モデルの平面像を示す。 心腔に配置されたカテーテルを概略的に示す心臓の斜視図である。 図４の心臓のモデル化包（ｈｕｌｌ）形状の概略図である。 図５のモデル化包形状の再メッシュ化包形状の概略図である。 ディスプレイ・パネルに平面像として表示するための心臓の３次元モデルからの２次元投影の生成を示す概略図である。 ディスプレイ・パネルへの平面像としての２次元投影及び３次元モデルの提示を示す図７Ａの図の概略上面図である。 例えば図１のシステムで取得されるような心臓の左心房の心臓モデルの３次元図面を示す図である。 カテーテル電極及び補間電圧マップの表示を含む図８の心腔の平面投影を示す図である。

図１は、例示のマッピング及びナビゲーション・システム１０の一実施形態の概略図である。図１〜９に関して、同様の数字は、様々な図において同じ又は類似の要素を示す。システム１０は、例えば、St. Jude Medical, Inc.から市販されているEnSite（商標）Velocity（商標）システムを含む当技術分野で知られているような様々な視覚化、マッピング、及びナビゲーション構成要素を含むことができる。また、システム１０は、例えば、両方ともそれらの全体が参照により本明細書に完全に記載されたものとして本明細書に組み込まれる米国特許第７，２６３，３９７号もしくは米国特許出願公開第２００７／００６０８３３号を参照することにより一般に分るような様々な視覚化、マッピング、及びナビゲーション構成要素を含むことができる。本開示を参照すると、システム１０は、とりわけ、心臓の３Ｄモデルの心臓学データ、特に、心電図情報を収集し、そのようなデータを使いやすい２Ｄ形式で表示するように構成される。３Ｄ心電図情報を、分かりやすい２Ｄ形式で提示すると、医療処置手順の実行、診断などのために潜在的な対象の区域を識別しやすくなる。例えば、臨床医、医師、又は心臓病学者などのシステム１０のユーザは、不整脈を改善するためにアブレーション目標をより容易に識別することができ得る。

システム１０は、電子制御ユニット（ＥＣＵ）１２、アナログ−デジタル変換器（Ａ／Ｄ）１４、低域フィルタ（Ｌ．Ｐ．）１６、スイッチ１８、信号発生器２０、及び複数の体表面パッチ電極２２を含むことができる。システム１０は、細長い医療機器に電子的及び／又は機械的に結合することができる。細長い医療機器は、例えば、１つの実施形態では、接触又は非接触マッピング・カテーテル（例えば、心臓マッピング・カテーテル２４）である。カテーテル２４は、遠位端部分２６及び近位端部分２８を含む。遠位端部分２６は、電極３２を含み、患者３８の心臓３６中に延びる。近位端部分２８は、カテーテル２４をスイッチ１８に接続する。

システム１０は、とりわけ、患者３８の心臓３６の１つ以上の腔などの患者組織のマッピングと、マップされた組織の表面形状を有する３Ｄモデルと、を提供するように構成することができる。それに応じて、ＥＣＵ１２は、マッピング・カテーテル２４の１つ以上の電極（図１では単一の電極３２として略図化して示されている）からの電気測定値を受け取り、それらの測定値に基づいて、マッピング・カテーテル２４の遠位端を囲む組織の１つ以上の電気特性を評価するように構成することができる。一実施形態では、ＥＣＵ１２は、マッピング・カテーテル電極３２からの電気測定値に応じて心内膜表面の電圧分布を決定するように構成することができる。ＥＣＵ１２は、さらに、解剖学的モデル、例えば、心臓３６の１つ以上の腔、特徴部位、及び／又は表面のモデルなどに対する電圧分布を決定するように構成することができる。

ＥＣＵ１２は、本明細書で説明する機能及び動作の多くを実行するように構成された不揮発性メモリ４０及びプロセッサ４２を含むことができる。すなわち、メモリ４０は、本明細書で説明する１つ以上の方法又はプロセスの一部を実行するための命令を記憶することができ、プロセッサ４２は、方法又はプロセスを実行するためにそれらの命令を実行するように構成することができる。メモリ４０は、さらに、解剖学的モデルを記憶するように構成することができる。解剖学的モデルは、心臓の腔モデル、マッピング・カテーテル２４からの複数の測定値、以下で説明する方法のための複数の用語及び値、ならびに他のデータ及び情報などである。一実施形態では、ＥＣＵ１２は、追加として又は代替として、フィールド・プログラマブル・ゲート・アレイ（ＦＰＧＡ）及び／又は他の既知のコンピューティング・デバイスを含むことができる。いくつかの実施形態では、以下でさらに論じるように、ＥＣＵ１２は、モデル及びモデルの特徴部位の視覚化をより良好に促進するために、３Ｄモデルの２Ｄ投影及び／又は部分的に展開した表面を計算する方法を実行するように構成することができる。

電気生理現象マッピングに加えて（及びその一部として）、システム１０は、患者３８内のマッピング・カテーテル２４（例えば、遠位端部分２６の）の位置及び方位（Ｐ＆Ｏ）を決定するように構成することができる。それに応じて、ＥＣＵ１２は、１つ以上の電界の生成を制御し、それらの電界内における１つ以上の電極（例えば、電極３２）の位置を決定するように構成することができる。したがって、ＥＣＵ１２は、以下でさらに詳細に説明するように、所定の方策に従って、体表面パッチ電極２２の様々な対（双極子）に選択的にエネルギーを与えるために制御信号発生器２０を制御するように構成することができる。動作時に、ＥＣＵ１２は、（１）未処理パッチ・データ（すなわち、電圧読取り値）をフィルタ１６及びＡ／Ｄ変換器１４を介して取得し、（２）未処理パッチ・データを（電極測定値ととともに）使用して、３次元空間における心臓３６又はその腔の内部に位置づけられた電極３２の未処理で未補償の電極場所座標を決定することができる。ＥＣＵ１２は、さらに、１つ以上の補償及び調節機能を実行し、電極３２の場所を出力するように構成することができる。動き補償は、例えば、その全体がすべての目的のために参照により本明細書に組み込まれる米国特許出願公開第２０１２／０１７２７０２号に記載されているような呼吸で誘起された患者の体の移動に対する補償を含むことができる。

体表面パッチ電極２２は、患者３８内、より具体的には心臓３６内の軸固有電界を生成するために使用することができる。３組のパッチ電極は、（１）電極２２Ｘ１、２２Ｘ２（Ｘ軸）と、（２）電極２２Ｙ１、２２Ｙ２（Ｙ軸）と、（３）電極２２Ｚ１、２２Ｚ２（Ｚ軸）と、を備えることができる。追加として、体表面電極（「腹部パッチ」）２２Ｂを電気基準として備えることができる。より少ない電極２２、より多い電極２２、又は異なる物理的配列、例えば、直交配列の代わりの直線配列を含む他の表面電極構成及び組合せが、本開示での使用に適する。

各パッチ電極２２をスイッチ１８に独立に結合させることができ、ＥＣＵ１２上で起動しているソフトウェアによってパッチ電極２２の対を選択して、パッチ電極２２を信号発生器２０に結合させることができる。１対の電極、例えば、Ｚ軸電極２２Ｚ１、２２Ｚ２が、信号発生器２０によって励振されて、患者３８に、より詳細には、心臓３６内に電界が生成され得る。１つの実施形態では、パッチ電極２２の異なる組が選択され、非励振の表面電極２２のうちの１つ以上が電圧を測定するために使用されるので、この電極励振プロセスは迅速に連続して行われる。励振信号（例えば、電流パルス）を送出している間、残りの（非励振の）パッチ電極２２は腹部パッチ２２Ｂを基準とすることができ、残りの電極２２に印加された電圧を測定することができる。このようにして、パッチ電極２２は、駆動電極の組と非駆動電極の組とに分割することができる。低域フィルタ１６は、電圧測定値を処理することができる。フィルタ処理された電圧測定値は、アナログ−デジタル変換器１４によってデジタル・データに変換され、ソフトウェアの指示の下で（例えば、メモリ４０に）記憶するためにＥＣＵ１２に送信され得る。電圧測定値のこの集団は、本明細書では「パッチ・データ」と呼ぶことがある。ソフトウェアは、表面電極２２の各対を各々励振している間に、各表面電極２２でなされた個別の電圧測定値の各々にアクセスすることができる。

電極３２でなされた測定値と一緒にパッチ・データを使用して、電極３２の相対的場所を決定することができる。先端電極などのカテーテル２４の電極３２及び／又は他の電極、又は別のデバイスの電極でなされた測定値と一緒にパッチ・データを使用して、電極３２及び／又は他の電極の相対的場所を決定することもできる。上記及び下記の説明は、電極３２の場所の決定を説明しているが、先端電極及び他の電極にも同様に適用されることを理解されたい。いくつかの実施形態では、特定の表面電極対が駆動されている場合を除いて、すべてのサンプルについて、６つの直交パッチ電極２２の各々の両端の電位を獲得することができる。実施形態において、表面電極２２が、駆動されている対の送り側又は受け側として働いている間、特定のパッチ電極２２で電圧をサンプリングするのは、避けられることがある。なぜなら、この時間の間に駆動されている電極で測定される電位が電極インピーダンス及び高い局所電流密度の影響によって歪められることがあるからである。しかしながら、代替の実施形態では、駆動されているときでさえ、すべてのパッチ電極２２でサンプリングを行うことができる。

一般に、一実施形態では、３つの公称の直交電界が、カテーテル２４（すなわち、電極３２）の場所を決定するために、一連の駆動され感知される電気双極子によって生成され得る。代替として、これらの直交電界は分解することができ、任意の対の（例えば、非直交の）表面電極が双極子として駆動されて、実効的な電極三角測量が行われる。

図２Ａ〜２Ｄは、Ｄ０、Ｄ１、Ｄ２、及びＤ３で指定された複数の例示の非直交双極子を示す。図２Ａ〜２Ｄにおいて、Ｘ軸表面電極はＸＡ及びＸＢで指定され、Ｙ軸表面電極はＹＡ及びＹＢで指定され、Ｚ軸電極はＺＡ及びＺＢで指定される。任意の所望の軸について、所定の組の駆動（送り側−受け側）構成に由来する心臓内電極３２を介して測定された電位を代数的に組み合わせて、直交軸に沿って均一な電流を単に駆動することによって取得されるはずのものと同じ実効電位を生み出すことができる。パッチ電極２２のうちの任意の２つを、接地基準、例えば、腹部パッチ２２Ｂに対して、上記のように、双極子送り側及び排出側として選択することができ、一方、非励振ボディ・パッチ電極２２は接地基準に対して電圧を測定する。心臓３６に配置された電極３２は、さらに、電流パルスからの電界にさらされ、電極３２の電圧が、接地、例えば、腹部パッチ２２Ｂに対して個別に別々に測定される。

再び図１を参照すると、パッチ電極２２及び電極３２の各々からのデータセットはすべて心臓３６内の電極３２の場所を決定するために使用される。電圧測定が特定の組の駆動されたパッチ電極２２に対してなされた後、異なる対のパッチ電極２２を信号発生器２０で励振することができ、残りのパッチ電極２２及び電極３２の電圧測定プロセスが行われる。この一連の処理は、迅速に、例えば、一実施形態では毎秒約１００回行うことができる。第１近似では、心臓３６内の電極３２の電圧は、上述で参照した米国特許第７，２６３，３９７号にさらに完全に記載されているように、心臓３６内に電界を確立するパッチ電極２２間の位置と線形関係がある。

追加のボディ・パッチに結合され、参照番号４４で一まとめにして指定されている従来の１２個のＥＣＧリード線の一部又はすべては、患者の心電図（ＥＣＧ）の獲得をサポートするために設けることができる。図示のように、ＥＣＧリード線４４は、心臓周期中の心臓の位相を取得するための獲得及び後続の処理のためにＥＣＵ１２に直接結合することができる。心臓位相情報は、一実施形態では、以下で説明するように心臓３６の電気活動のマッピングで使用することができる。

要約すると、図１は、電流を注入し、結果として生じた電圧を感知するために使用することができる７つのボディ・パッチ電極２２を利用する例示のシステム１０を示している。電流は、２つのパッチ２２間で随時駆動することができる。測定は、非駆動パッチ２２と、例えば、接地基準としての腹部パッチ２２Ｂとの間で実行することができる。「パッチ・インピーダンス」とも呼ばれるパッチ・バイオ・インピーダンスは、以下の式に従って計算することができる。

ここで、Ｖ_ｋはパッチｋで測定された電圧であり、Ｉ_ｎ→ｍはパッチｎとパッチｍとの間で駆動された既知の一定電流である。電極３２の位置は、異なる組のパッチの間で電流を駆動し、１つ以上のパッチ・インピーダンスを測定することによって決定することができる。１つの実施形態では、時分割多重を使用して、すべての対象の量を駆動し測定することができる。位置決定手順は、例えば、上述で参照した米国特許第７，２６３，３９７号及び米国特許出願公開第２００７／００６０８３３号にさらに詳細に説明されている。電気生理（例えば、マッピング）手順を実行するために、カテーテル２４又は多数のそのようなカテーテル２４の遠位端部分２６が、医師などのユーザによって所望の場所に手動で導かれ得る。

電極３２の位置を決定することに加えて、システム１０は、さらに、心臓の電気活動を評価するように構成することができる。それに応じて、ＥＣＵ１２は、心臓表面の電圧分布を決定する１つ以上の方法の１つ以上のステップを実行するようにさらに構成されることができる。

上述で簡単に述べたように、ＥＣＵ１２は、心臓３６の３次元（３Ｄ）表面形状又は３Ｄモデルを生成するように構成される。３Ｄモデルは、ＥＣＵ１２に接続されたディスプレイに平面像として表示することができる。それに加えて、ＥＣＵ１２は、３Ｄモデルのさらなる処理のためのハードウェア及びソフトウェアを含む。さらなる処理は、３Ｄモデルとともに又は３Ｄモデルの代替として平坦画像としてディスプレイに表示されることができる３Ｄモデルの２次元（２Ｄ）投影又は平面表示に３Ｄモデルを変換するためなどの処理である。いくつかの実施形態では、２Ｄ投影は、普通なら３Ｄモデルのみでは視覚化することが困難である特徴部位及びパターンを決定するために使用することができる。

図３は、図１のＥＣＵ１２に接続することができる例示のコンピュータ・ディスプレイ４６を示す。ディスプレイ４６を使用して、医師又はシステム１０のユーザにデータを示し、ユーザが特定の使用のためにシステム構成を調整できるようにするいくつかのオプションを呈示する。ディスプレイ上のコンテンツは容易に変更することができ、提示された特定のデータは例示的であり、本発明を限定するものではないことに留意すべきである。画像パネル４８は、表面形状５１を画定する心腔の３Ｄモデル５０を示す。３Ｄモデル５０の表面形状５１は、画像パネル４８に２Ｄ投影５２として同時に表示される。しかしながら、３Ｄモデル５０又は２Ｄ投影５２のいずれも個別に表示されることができる。図３において、３Ｄモデル５０は左心房として示されているが、心室などの任意の心腔を含むことができる。追加として、システム１０は、３Ｄモデルとして画像パネル４８に表示されることができる患者３８（図１）の他の腔又は包をマッピングするために使用することができる。

３Ｄモデル５０は、ガイドバー５４を用いた疑似カラー（図３ではグレースケールで示されている）の「等時線」を含み、等時線は、同様に、ガイドバー５４によって示された同じ疑似カラーで２Ｄ投影５２に等相面（ｗａｖｅ ｆｒｏｎｔ）５６として示される。図３の画像において、３Ｄモデル５０は、カテーテル２４（図１）などのカテーテルを使用して生成されて、モデル化包形状として表示される（図６を参照）腔表示を作り出している。ディスプレイ４６は、さらに、等相面５６に関連した電圧などの心臓３６（図１）の電気活動を示す。電気活動は、ＥＣＧ情報５８として示すこともできる。３Ｄモデル５０の詳細（例えば、回転、サイズなど）、２Ｄ投影５２の詳細（例えば、切断曲線、方位など）、及びＥＣＧ情報５８（エレクトログラム、ＱＲＳなど）の詳細は、ユーザ・パネル６０で指定及び／又は変更することができる。

一実施形態では、以下で説明する（例えば、図４〜７Ｂを参照して）方法のステップのうちの１つ以上は、３Ｄモデル５０及び２Ｄ投影５２を生成するために、（例えば、メモリ４０に記憶され、プロセッサ４２によって実行されるソフトウェアで具現された）ＥＣＵ１２で行うことができる。例えばアブレーション目標を評価する際に有用である特徴部位及びパターンを識別するという問題に対処するために、例示の方法は、３Ｄモデルの取得又は生成に加えて、構造（例えば、心腔の心内膜表面）の２Ｄ平面像の腔全体のマップの計算、及び／又は同時にすべてを視覚化することができる３Ｄ腔モデルの「展開」を含む。そのようなマップは、例えば、心臓の電気励振のいくつかの全体的な特徴部位及びパターンを識別する際の支援として有用であり得る。

図４及び５は、心臓３６からの３Ｄモデル、例えば３Ｄモデル５０などの生成を示す。図６は、２Ｄ投影５２などの２Ｄ投影を生成するために使用される図５からの３Ｄモデルの再メッシュ化を示す。図７Ａ及び７Ｂは、３Ｄモデル５０の表面形状５１と、心臓３６の２Ｄ投影５２と、の平面像の生成を示す。図８及び９は、それぞれ、左心房の３Ｄモデルに挿入された複数のカテーテルのスクリーン・ショット、及び左心房及びカテーテルの２Ｄ投影を示す。

一般に、腔の３Ｄ表面形状から２Ｄ平面表示をレンダリングする方法は、３Ｄモデル５０を生成することと、３Ｄモデル５０の表面形状５１の点を選択して、切断曲線を形成することと、表面形状５１を切断曲線で展開して、腔の２Ｄ平面表示をレンダリングすることとを備える。したがって、３Ｄモデルの「展開」は、概念として、３Ｄモデルを形成する中空包に切り込みを入れることと、切り込みのエッジが２Ｄ投影又は平面表示のエッジを形成するように切り込みにおいて包を広げることと、を備える。上記のように、３Ｄモデルを再メッシュ化して、２Ｄ平面表示全体の歪みを最小にすることができる。それに加えて、切断曲線は、２Ｄ平面表示の表面形状における対象の特定の特徴部位の歪みを最小にするように３Ｄモデル上で位置づけることができる。一実施形態では、３Ｄモデルは、対象の特定の特徴部位のみを示すために、全面的でなく部分的に展開することができる。

図４は、左心房６１及び左心室６２の内部に配置されたカテーテル２４を概略的に示す心臓３６の斜視図である。カテーテル２４は、図１及び２を参照して上述したような従来のＥＰカテーテルとすることができる。カテーテル２４は、先端電極３２Ｔ及びリング電極３２Ｒなどの電極を含む。電極３２Ｔ及び３２Ｒが心臓３６内の腔の表面にある間であって、信号発生器２０（図１）が「オフ」である場合、各電極は、心臓表面の電圧を測定するために使用することができる。この電圧の大きさ、ならびに心拍事象に対する信号のタイミング関係が、測定され、ディスプレイ４６（図３）によりユーザに提示される。心臓壁の特定の場所で測定されたピーク・ツー・ピーク電圧は、導電率の減少した区域を示し、心臓の梗塞領域を反映することができる。タイミング関係データは、一般に、「等時線」としてディスプレイ４６に表示される。本質的に、脱分極波形を同時に受け取る領域は、同じ疑似カラー又はグレースケールで示される。電極３２Ｔ及び３２Ｒは心臓３６内に位置するので、上述の場所プロセスは、左心房６１及び／又は左心室６２の内部の電極の場所を検出するために使用することができる。検出された場所は、３Ｄモデル５０を生成するために使用される点の集合として収集され、それにより、心臓３６の表面形状５１、すなわち、トポロジカル特徴部位がマッピングされる。

図５は、図４の心臓３６のモデル化包形状７０の概略図である。モデル化包形状７０は、点７２及びパネル７４を含む。モデル化包形状７０は、左心房６１を形成するために図４のカテーテル２４から収集された点７２の集団（ｃｌｏｕｄ）を表す。モデル化包形状７０は、データセットの最も外側の点７２の間の接続を表す中空体を形成する。通常、包は、準正形（semi-regular form）を有する三角形のパネル７４から構成される。点７２は、さらなる計算のために点の数を増加させるのに再サンプリングすることができる。再サンプリング・プロセスは、多角形の外側の頂点間を補間する。本質的に、中間点は、データ点によって表されるような包又は多面体の各小面内に画定される。再サンプリング・プロセスは、強化されたデータセット内に「架空の」補間点を作り出すが、これらの点はモデリング操作で有用である。モデル化包形状７０は、３Ｄモデル５０としてディスプレイ４６に示すことができる完成したモデルを含むことができる。図５の方法は、一般に、参照により本明細書に組み込まれる米国特許第８，２５３，７２５号にさらに詳細に説明されているような、凸包をモデル化するためのアルファ形状の生成を示している。

データ点を集め、３Ｄモデル５０を表す曲線を生成する他の方法を使用することができる。例えば、再サンプリング・プロセスによって生成されたデータ点の増大した集合に、平滑化曲線をフィットさせることができる。従来の平滑化アルゴリズムが、最小二乗フィットに対応して使用される。このプロセスは、容易に視覚化されて扱われる数学的に微分可能な表面をもたらす。そのような平滑化プロセスは、上述で参照した米国特許第７，２６３，３９７号にさらに詳細に説明されている。３Ｄモデルを生成する他の方法には、当技術分野で知られているような凸包形状の使用が含まれる。３Ｄモデル５０を生成するいかなる方法でも、表面形状がディスプレイ４６に示される。ディスプレイ４６により、システム１０のユーザは、左心房６１及び左心室６２などの心臓３６の腔を目で見ることができるようになる。

本開示において、３Ｄモデル５０を形成する点７２及びパネル７４などの３Ｄモデルを形成するデータの集団をさらに処理して、２Ｄ投影を生成することができる。２Ｄ投影を計算することができる様々な方法がある。実施形態によっては、投影の中心は、例えば、極座標の変形を使用して、３Ｄモデルの表面の内側のどこかに配置することができる。腔の平面表示を取得するために、極座標から半径を落とし、角度のみを保持することができる。実施形態によっては、平面投影は、とりわけ、表面の近傍の解剖学的特徴部位及びカテーテル電極を含むことができる適切な注釈（図９を参照して以下でさらに詳細に論じるような）で補うことができる。実施形態によっては、表面に関係する診断マップ（例えば、心電図情報）は、腔の平面投影又は展開３Ｄ図に描かれ得る。

計算幾何学及び処理速度の最近の進歩により、全体的表面モデルを、より半球形状であるが依然としてその腔として認識可能なものに展開し、角度及び区域の歪みを最小にすることによるより洗練された破断図が可能になっている。特に、３Ｄモデル５０は、２Ｄ画像へとより容易に変換される点及び表面の集団に再メッシュ化されることができる。２Ｄ画像は、平坦化像の３Ｄモデルの特徴部位の歪みを最小にし、それにより、ユーザがデータのより意味のある解釈をできるようにする画像である。以前には必要だったようなクリッピング面を使用することなく心内膜表面全体の展開図を直ちに視覚化できることが、とりわけ、システム１０のユーザが２Ｄ画像のデータを解釈できるように保持するのに望ましい。

図６は、図５のモデル化包形状７０の再メッシュ化包形状７６の概略図である。再メッシュ化包形状７６は、点７８及びパネル８０を含む。点７８及びパネル８０は、３Ｄモデル５０の２Ｄ平面表示への「展開」に容易に適用されるようにレイアウトされる。再メッシュ化包形状７６及び結果として生じる２Ｄ平面表示を生成するための可能なアルゴリズムは、最小二乗等角写像（Ｍａｔｌａｂツールボックスを有する）を含む。追加として、両方ともそれらの全体がすべての目的のために参照により本明細書に組み込まれるSemechko等からの適応再サンプリング再メッシュ化アルゴリズム（「High Quality Remeshing of Closed Genus-0 Surfaces」、Medical Image Computing and Computer Assisted Intervention 2011、Toronto、CA、2011）及びAlliez等のパラメータ表示再メッシュ化アルゴリズム（「Interactive Geometry Remeshing」、ACM SIGGRAPH 21、347~354、2002）は、３Ｄ包の２Ｄ投影力又は展開力を改善するのに使用することができる。再メッシュ化包７６は、２Ｄ投影５２として展開されるとき、３Ｄモデル５０の角度、距離、面積などを最適に保持する。３Ｄモデル５０を最適に保持するのは、保持する角度と距離との間のトレードオフであり、本明細書で説明する実施形態は適切なトレードオフを行って、システム１０のユーザに、医学的処置手順及び診断を実行するのに有用である視覚的に心地よく正確な画像を与える。Alliez等のものなどの再メッシュ化アルゴリズムを使用する１つの実施形態では、再メッシュ化表面は、２Ｄ平面表示として投影されたときに表される基本画像を歪ませることなく、３Ｄモデルの解像度を増加させる正三角形又は略正三角形を含む。

図７Ａは、心臓３６の左心房６１（図４）を表す３次元（３Ｄ）モデル５０からの２次元（２Ｄ）投影５２の生成を示す概略図である。図７Ｂは、画像パネル４８への平面像としての２Ｄ投影５２及び３Ｄモデル５０の提示を示す図７Ａの図の概略上面図である。図７Ａ及び７Ｂは同時に論じられる。

３Ｄモデル５０及び２Ｄ投影５２は、ディスプレイ４６の画像パネル４８（図３）上で平面像として見ることができる。３Ｄモデル５０は、特定の表面形状５１を有する平滑表面、例えば、図５のモデル化包形状７０などを含む。図７Ａ及び７Ｂでは、３Ｄモデル５０は、明瞭にするために格子線なしに示されている。３Ｄモデル５０は、それぞれ、第１の特徴部位８４Ａ及び第２の特徴部位８４Ｂを含む第１の表面セクション８２Ａ及び第２の表面セクション８２Ｂを含む。切断曲線８６は、３Ｄモデル５０の表面に沿って延び、点８８Ａ、８８Ｂ、８８Ｃ、及び８８Ｄを通過する。

３Ｄモデル５０は、例えば、図４の左心房６１の外面包を表す。３Ｄモデル５０は、全般的に平滑な下部部分と、湾曲した上部部分と、を含む。下部平滑部分は、心臓病専門医などのシステム１０のユーザにとっての対象の区域を含む。例えば、第１の表面のセクション８２Ａ及び第２の表面セクション８２Ｂは、弱いか又は機能不全の電気活動を有する心筋を含み、特徴部位８４Ａ及び８４Ｂはロータなどの特定の局所的電気活動を表すことがある。湾曲した上部部分は、肺静脈９０Ａ及び９０Ｂなどの高い湾曲の区域を含む。

図７Ａ及び７Ｂに示されているように、表面セクション８２Ａ及び８２Ｂのうちの一方しか、一度に、画像パネル４８によって３Ｄモデル５０上で見ることができない。したがって、セクション８２Ａとセクション８２Ｂとの間の完全な電気のパターンを見るには、ディスプレイ４６上のユーザ・パネル６０（図３）を使用することなどによって、システム１０のユーザが２つ以上の位置の間で３Ｄモデル５０を回転することが必要になる。表面セクション８２Ａ及び８２Ｂをより容易に視覚化するために、３Ｄモデル５０を２Ｄ投影５２（図７Ａ及び７Ｂでは原寸に比例して描かれていない）に展開し、その結果、表面セクション８２Ａ及び８２Ｂを画像パネル４８上で同時に見ることができる。特に、２Ｄ投影５２は、３Ｄモデル５０の全体が示されるように表面形状５１の完全な展開を含むことができる。他の実施形態では、２Ｄ投影５２は、セクション８２Ａ及び８２Ｂのみが示され、静脈９０Ａ及び９０Ｂに関連する区域が省略されるような３Ｄモデル５０の部分的な展開を含むことができる。

３Ｄモデル５０を展開するために、モデルを表すデータ点の集団は、データ点のより高い解像度の集団に再メッシュ化される。例えば、データを表す点７２及びパネル７４を表すデータ（図５）は、データを表す点７８及びパネル８０を表すデータ（図６）に変換される。１つの実施形態では、再メッシュ化包形状７６は、３Ｄモデル５０として表示することができる。次に、切断曲線８６が、「展開」を開始するために表面形状５１に位置づけられる。切断曲線８６は、表面形状５１のどこにでも位置づけることができる。しかしながら、切断曲線８６の位置は、セクション８２Ａ及び８２Ｂに対する歪みを最小にするように選択することができる。そのために、切断曲線８６は、セクション８２Ａから離れたところに位置づけることができる。切断曲線８６は、歪みが２Ｄ平面表示において許容できる区域の近くに位置づけることができる。それに加えて、セクション８２Ａ及び８２Ｂの歪みは、歪みを本質的にもたらすことになる表面形状の区域、例えば、静脈９０Ａ及び９０Ｂのような高い曲率の区域などの近くに切断曲線８６を配置することによって最小にすることができる。追加として、セクション８２Ａ及び８２Ｂの歪みは、セクション８２Ａ及び８２Ｂの寸法よりも大きくなるように切断曲線８６の全長の大きさを作ることによって最小にすることができる。それに加えて、切断曲線８６は、切断曲線８６を表面形状５１でより良好に位置づけるために多数の点及びセグメントを含むことができる。例えば、切断曲線８６が点８８Ａと点８８Ｄとの間を直線的に延びるようにするのではなく、中間点８８Ｂ及び８８Ｃを付け加えて、表面形状５１上の所望のルートに沿って切断曲線８６を導くことができる。しかし、実施形態によっては、切断曲線８６は直線を含むことができる。さらなる他の実施形態では、切断曲線８６は、閉曲線を含むことができ、曲線の端部が出会って、２Ｄ平面表示に広げられる前に３Ｄモデルから取り除かれる区域を形成する。

システム１０は、歪みを最小にするために切断曲線８６の形状及び位置を自動的に選択するように構成されることができる。システム１０のユーザは、３Ｄモデル５０上の対象の区域及び非対象の区域を指示することができる。例えば、セクション８２Ａ及び８２Ｂは、対象の区域であるとして３Ｄモデル５０上で強調表示又は識別することができ、一方、肺静脈９０Ａ及び９０Ｂは、非対象の区域であるとして強調表示又は識別することができる。１つの実施形態では、システム１０のユーザは、３Ｄモデル５０の様々な区域を識別するために、ディスプレイ４６の画像パネル４８（図３）に描くことができる。これらの入力に基づいて、ＥＣＵ１２（図１）は、展開の際に特徴部位８４Ａ及び８４Ｂの保持を最大にするように表面形状に切断曲線８６を配置することができる。例えば、切断曲線８６のセグメントの配置、全長、及び数は、システム１０で自動的に決定されることができる。代替として、切断曲線８６は、画像パネル４８の３Ｄモデル５０上に手動で描かれることができる。

システム１０は、さらに、適切な時に２Ｄ投影５２を自動的に再生成するように構成されることができる。例えば、システム１０のユーザは、３Ｄモデル５０上の異なる対象の区域を異なる処置手順又は目的のために見て分析すべきであると決定することができる。したがって、表面セクション８２Ａ及び８２Ｂはもはや対象の区域ではないことがあり、表面セクション８２Ａ及び８２Ｂでの２Ｄ投影５２の歪みを最小化することがもはや望ましくない。ユーザは、ディスプレイ・パネル４８に示すように３Ｄモデル５０を回転させ、その結果、異なる２Ｄ平面像が示され、異なる対象の区域が強調表示され得る。したがって、ＥＣＵ１２は、画像パネル４８の２Ｄ平面表示における新しく選択された対象の区域に対する歪みを最小化するために、切断曲線８６のパラメータを再計算することができる。

ひとたび３Ｄモデル５０が２Ｄ投影５２に展開されると、画像パネル４８は、図８及び９を参照して論じるように、マッピング、診断、処置などを容易にするために様々な特徴部位を用いて増強され得る。

図８は、図１のシステム１０などの心臓内ナビゲーション・システムで取得されるような左心房の心臓モデル９２の３次元図面を示す図である。図９は、図８の心腔の平面投影９４を示す図である。図８は、カテーテル９６Ａ〜９６Ｈを示し、各カテーテルは、図９にドットとして示されている一群の電極を有する。

図９は、さらに、カテーテル９６Ａ〜９６Ｈで取得することができ、平面投影９４の上で重畳された補間電圧マップを示す。電圧マップは、電気励振の等相面を示し、それは、ロータ、病巣などのような潜在的な心房細動（ＡＦ）ドライバの目視識別において有用であり得る。実施形態によっては、電圧の大きさは、異なる色（例えば、異なる画素色）として画像パネル４８に表示することができる。補間電圧の色分けは、ガイドバー９８上に示される。いくつかの実施形態では、電極間の補間電圧は薄板スプライン法を使用して計算されることができる。電圧を解釈する他の技法を利用されることもできる。

図８は、電極が左心房の内壁に対して円筒状パターンで３次元的に配列されるように一般に（図８の方位を基準として）水平に配列されたカテーテル９６Ａ〜９６Ｈを示す。そのため、どちらの電極が前景部にあり、どちらの電極が背景部にあるかを識別することが困難なことがある。図９は、２次元平面パターンに展開されたカテーテル９６Ａ〜９６Ｈの電極を示す。それにより、電極のすべての場所とともに左心房の電気活動全体が、１つの視像で明確に見ることができる。

識別名で電極の各々を識別すること、及びガイドバー９８を示すことに加えて、２Ｄ平面投影とともに画像パネル４８に表示される画像は、とりわけ、画像パネル４８の観察者に心腔の方位を与える他の注釈表示を含むことができる。例えば、左側壁、隔壁、僧帽弁などのような心臓モデル９２の特徴部位の名前を示すことができる。平面の又は部分的に展開された表面上のテープメジャー及び／又は格子座標をさらに使用して、オリジナル表面からの対応する距離値を示すことができる。追加として、診断情報を２Ｄ平面投影に記録し、後の観察のために記録することができる。

いくつかの実施形態では、平面マップ（例えば、重畳された診断／電気データを有する図９、図３、又は図７Ａ及び７Ｂに示したものなどの２Ｄモデル）を使用して、１つ以上の潜在的なアブレーション部位を検出し、及び／又は潜在的なアブレーション目標部位を指し示す様々な診断アルゴリズムの結果を視覚的に確認することができる。２Ｄ平面投影は、表面の点の間の角度及び距離を可能な限り保持しながら、関連する電気活動とともに心臓形状の同時の視像を与える。そのため、心腔の完全な機能が直観的に提示される。

２Ｄ平面投影を使用して、平面投影又は部分的に展開された表面に、いくつかの異なるタイプの診断マップのうちのいずれかをレンダリングすることができる。不整脈の診断及び処置を支援するために、動画の平面マップを実時間で生成し示すこともできる。例えば、実時間電気活動を２Ｄ平面投影に重畳させることができる。上述で論じたように、いくつかの実施形態では、３Ｄモデルを回転させるか又は傾けて、表面形状の特定の区域のよりよい視像を可能にすることができる。２Ｄ平面投影の実時間観察及び再生成を容易にするために、ＥＣＵ１２は、提示している２Ｄ平面投影の歪みレベルに関するフィードバックのレベルをシステム１０のユーザに与えるインジケータ１００を備えるように構成されることができる。インジケータ１００は、ダイヤル、アナログ・インジケータ、又はデジタル・インジケータなどの任意の好適なインジケータを含むことができる。歪みレベルは、例えば、２Ｄ平面投影からのデータセットを、オリジナルの３Ｄモデルからのデータセット又は基準もしくは理想化２Ｄ平面投影からのデータセットと比較することによって決定されることができる。他の実施形態では、インジケータは、２Ｄ平面投影自体の表面に直接設けられることができる。例えば、正方形又は三角形の格子を２Ｄ平面投影に設けて、歪みの区域を示すことができる。別の実施形態では、異なるレベルの歪みを示すのに、２Ｄ平面投影の透明性を変更することができ、例えば、高い歪みの区域を高度に透明とし、低い歪みの区域をより不透明とすることができる。

様々な実施形態が、様々な装置、システム、及び／又は方法について本明細書で説明されている。本明細書で説明され、添付図面に示されているような実施形態の全体的な構造、機能、生産、及び使用についての十分な理解を与えるために、数多くの特定の詳細が記載されている。しかしながら、実施形態は、そのような特定の詳細なしに実践され得ることを当業者は理解されよう。他の場合には、よく知られている動作、構成要素、及び要素は、本明細書で説明される実施形態を不明瞭にしないために詳細には説明されていない。当業者は、本明細書で説明され図示された実施形態が非限定の例であることを理解し、したがって、本明細書で開示されている特定の構造及び機能の詳細は、典型的なものであり、必ずしも実施形態の範囲を限定しないことを理解されるだろう。

いくつかの実施形態がある程度の詳細を伴って上述で説明されているが、当業者は、本開示の趣旨又は範囲から逸脱することなく、開示された実施形態に数多くの変更を行うことができる。例えば、接合についての参照（例えば、取り付けられる、結合される、接続されるなど）は、すべて広義に解釈されるべきであり、要素の接続間の中間部材と、要素間の相対移動と、を含むことができる。そのため、接合についての言及は、２つの要素が直接接続されていること、及び互いに固定関係にあることを必ずしも意味するものではない。上述の説明に含まれるか又は添付図面に示されるすべての事項は、単なる例示であり、限定するものではないと解釈されるべきであることが意図されている。詳細又は構造の変更を、添付の特許請求の範囲で定義される本発明の趣旨から逸脱することなく行うことができる。

参照により本明細書に組み込まれると述べられているいかなる特許、刊行物、又は他の開示資料も、全体として又は一部として、組み込まれた資料が既存の定義、記述、又は本開示に記載された他の開示資料と矛盾しない範囲においてのみ本明細書に組み込まれる。そのため、必要な範囲において、本明細書に明確に記載された開示は、参照により本明細書に組み込まれたいかなる矛盾する資料も無効にする。

「様々な実施形態」、「いくつかの実施形態」、「１つの実施形態」、又は「一実施形態」などへの本明細書の全体を通した参照は、実施形態に関連して説明された特定の特徴、構造、又は特性が少なくとも１つの実施形態に含まれていることを意味する。したがって、本明細書の全体を通した各所で、「様々な実施形態において」、「いくつかの実施形態において」、「１つの実施形態において」、又は「一実施形態において」などの句が出現するが、すべてが必ずしも同じ実施形態を参照していない。それに加えて、特定の特徴、構造、又は特性が、１つ以上の実施形態において任意の好適な方法で組み合わされてもよい。したがって、１つの実施形態に関連して図示され又は説明された特定の特徴、構造、又は特性は、全体として又は一部として、１以上の他の実施形態の特徴、構造、又は特性との組合せが非論理的でないか又は無機能でないとすれば、１つ以上の他の実施形態の特徴、構造、又は特性と無制限に組み合わせることができる。
以下の項目は、出願当初の特許請求の範囲に記載の要素である。
（項目１）
腔の３Ｄ表面形状から２Ｄ平面表示をレンダリングする方法であって、
腔の３Ｄ表面形状を取得するステップと、
前記腔の第１の特徴部位を有する前記３Ｄ表面形状の第１の表面セクションを識別するステップと、
前記３Ｄ表面形状の第１及び第２の点を選択して、切断曲線を形成するステップと、
前記３Ｄ表面形状を前記切断曲線で展開して、前記腔の２Ｄ平面表示をレンダリングするステップと
を備え、
前記第１及び第２の点は、前記２Ｄ平面表示における前記第１の特徴部位の表示を最適化するように選択される、方法。
（項目２）
前記第１及び第２の点は、展開の後の前記第１の特徴部位の歪みを最小化するように前記３Ｄ表面形状に位置づけられる、項目１に記載の方法。
（項目３）
前記切断曲線は、前記第１の表面セクションから離れたところに位置づけられる、項目２に記載の方法。
（項目４）
前記第１及び第２の点は、展開の後の前記腔の一部に対する歪みを選択的に無視するように前記３Ｄ表面形状に位置づけられる、項目１に記載の方法。
（項目５）
前記切断曲線は、前記３Ｄ表面形状の高い曲率の区域の近傍に位置づけられる、項目４に記載の方法。
（項目６）
前記切断曲線は、前記第１の表面セクションの長さよりも長い、項目１に記載の方法。
（項目７）
複数の切断曲線は、前記３Ｄ表面形状を展開するために形成される、項目１に記載の方法。
（項目８）
前記第１及び第２の点は、前記第１の特徴部位の歪みを最小化する最適な切断曲線を決定するように自動的に選択される、項目１に記載の方法。
（項目９）
前記２Ｄ平面表示のレンダリングが、展開の後に前記３Ｄ表面形状の角度及び距離を最適に保持するように、前記３Ｄ表面形状は再メッシュ化される、項目１に記載の方法。
（項目１０）
前記方法は、さらに、前記３Ｄ表面形状から等角マップを生成するステップを備え、
前記第１及び第２の点は、前記等角マップ上で選択される、項目１に記載の方法。
（項目１１）
前記方法は、さらに、前記第１及び第２の点を選択する前に前記等角マップを適応的に再サンプリングするステップを備える、項目１０に記載の方法。
（項目１２）
前記方法は、さらに、前記２Ｄ平面表示を平面像として表示部に表示するステップを備える、項目１に記載の方法。
（項目１３）
前記方法は、さらに、前記３Ｄ表面形状を、前記平面像の前記２Ｄ平面表示とともに同時に表示するステップを備える、項目１２に記載の方法。
（項目１４）
前記方法は、さらに、
前記３Ｄ表面形状の方位を空間において調節するステップと、
前記３Ｄ表面形状において前記腔の第２の特徴部位を有する第２の表面セクションを識別するステップと、
展開の後に前記第２の特徴部位の表示を最適に保持することになる新しい切断曲線を形成するステップと、
前記３Ｄ表面形状を前記新しい切断曲線で展開して、新しい２Ｄ平面像をレンダリングするステップと
前記第２の表面セクション及び前記第２の特徴部位を前記平面像として表示するステップと
を備える、項目１２に記載の方法。
（項目１５）
前記２Ｄ平面表示は、前記平面像において前記第１の特徴部位の名前で注釈をつけられる、項目１２に記載の方法。
（項目１６）
前記方法は、さらに、前記平面像に関して前記２Ｄ平面表示と前記３Ｄ表面形状との間の前記第１の表面セクションの歪みレベルのフィードバックを行うステップを備える、項目１２に記載の方法。
（項目１７）
前記腔は、心臓の心房又は心室であり、
前記方法は、さらに、前記心臓の電圧を前記平面像に表示するステップを備える、項目１２に記載の方法。
（項目１８）
前記方法は、さらに、
前記３Ｄ表面形状において前記腔の第２の特徴部位を有する第２の表面セクションを識別するステップであって、前記第２の表面セクションは、前記第１の表面セクションの視野の妨害を伴って前記３Ｄ表面形状の一部に配置されている、前記識別するステップと、
前記第１及び第２の特徴部位の表示を最適に保持するように前記第１及び第２の点を選択するステップと、
前記第１の表面セクション及び前記第２の表面セクションを同時に見るように前記３Ｄ表面形状を展開するステップと
を備える、項目１に記載の方法。
（項目１９）
３Ｄ表面形状を平面投影上に投影する方法であって、
マッピング情報を表す腔表面の点の間の角度及び距離を生成するアルゴリズムを使用して前記腔表面の３Ｄ形状を取得するステップと、
前記腔表面の少なくとも２点に切断曲線を適用するステップと、
前記腔表面の少なくとも一部を前記切断曲線に沿って少なくとも部分的に展開して、前記腔表面の点の間の前記角度及び前記距離を最適に保持する平面投影を形成するステップと
を備える、方法。
（項目２０）
前記方法は、さらに、前記３Ｄ形状を均一なメッシュ又は規則化されたメッシュに再メッシュ化するステップを備える、項目１９に記載の方法。
（項目２１）
前記方法は、さらに、前記切断曲線を適用する前に前記３Ｄ形状から等角マップを生成するステップを備える、項目２０に記載の方法。
（項目２２）
前記方法は、さらに、前記切断曲線を適用する前に前記等角マップから歪みフィールドを生成するステップを備える、項目２１に記載の方法。
（項目２３）
展開の後の前記マッピング情報の対象の区域の歪みを最小化するように、前記少なくとも２点は前記３Ｄ形状に位置づけられる、項目１９に記載の方法。
（項目２４）
前記方法は、さらに、
展開の後の新しい対象の区域の表示を最適に保持するように前記切断曲線を再形成するステップと、
前記腔表面を新しい切断曲線に沿って展開して、新しい平面投影を形成するステップと
を備える、項目２３に記載の方法。
（項目２５）
複数の切断曲線は、前記３Ｄ形状を展開するように選択される、項目１９に記載の方法。
（項目２６）
前記切断曲線は、前記マッピング情報の歪みを最小化する最適な切断曲線を決定するように自動的に選択される、項目１９に記載の方法。
（項目２７）
前記平面投影は、マッピング情報の記述子を用いて注釈をつけられる、項目１９に記載の方法。
（項目２８）
前記方法は、さらに、前記平面投影と前記３Ｄ形状との間の前記マッピング情報の歪みレベルのフィードバックを提供するステップを備える、項目１９に記載の方法。
（項目２９）
前記腔表面は、心臓の心房又は心室である、項目１９に記載の方法。
（項目３０）
前記方法は、さらに、前記心臓の電圧を前記平面投影に表示するステップを備える、項目２９に記載の方法。
（項目３１）
前記方法は、さらに、
前記腔表面の第１及び第２の特徴部位を識別するステップと、
前記第１及び第２の特徴部位の表示を最適に保持するように前記切断曲線を位置づけるステップと、
前記腔表面の少なくとも一部を前記切断曲線に沿って少なくとも部分的に展開して、前記第１及び第２の特徴部位を同時に示す平面投影を形成するステップと
をさらに含む、項目１９に記載の方法。
（項目３２）
前記方法は、さらに、前記腔表面の前記３Ｄ形状及び前記平面表示を出力画像に同時に表示するステップを備える、項目１９に記載の方法。
（項目３３）
３Ｄ表面形状を平面投影上に投影する方法であって、
腔表面の３Ｄ形状を取得するステップであって、前記３Ｄ形状がマッピング情報を含み、前記マッピング情報は、対象の区域、及び非対象の区域を含む、前記取得するステップと、
前記腔表面の少なくとも２点に切断曲線を適用するステップと、
前記腔表面の少なくとも一部を前記切断曲線に沿って少なくとも部分的に展開して、平面投影を形成するステップであって、前記平面投影は、前記非対象の区域の歪みを考慮せずに、前記対象の区域に対する歪みを最小にする、前記形成するステップと
を含む、方法。

Claims (15)

1. 腔の３Ｄ表面形状から２Ｄ平面表示をレンダリングするためのシステムの作動方法であって、
   腔の３Ｄ表面形状を取得するステップと、
   前記腔の第１の特徴部位を有する前記３Ｄ表面形状の第１の表面セクションを識別するステップと、
   前記３Ｄ表面形状の第１及び第２の点を選択して、少なくとも１本の切断曲線を形成するステップと、
   前記３Ｄ表面形状をそれぞれの前記切断曲線で展開して、前記腔の２Ｄ平面表示をレンダリングするステップと
   を備え、
   前記２Ｄ平面表示における前記第１の特徴部位の表示を最適化するために、（１）前記第１の表面セクションから離れたところに前記切断曲線が位置づけられ、（２）前記３Ｄ表面形状の高い曲率の区域の近傍に前記切断曲線が位置づけられるように、前記第１及び第２の点を選択することによって、展開の後の前記第１の特徴部位の歪みを最小化する、作動方法。
2. 前記第１の表面セクションとは異なる他の表面セクションが識別される場合に、展開の後の前記第１の特徴部位に対する歪みは最小化されない、請求項１に記載の作動方法。
3. 前記切断曲線は、前記第１の表面セクションの長さよりも長い、請求項１又は２に記載の作動方法。
4. 前記少なくとも１本の切断曲線は、前記３Ｄ表面形状を展開するために形成される複数の切断曲線を含む、請求項１〜３のいずれか一項に記載の作動方法。
5. 前記第１及び第２の点は、前記第１の特徴部位の歪みを最小化する最適な切断曲線を決定するように自動的に選択される、請求項１〜４のいずれか一項に記載の作動方法。
6. 前記２Ｄ平面表示のレンダリングが、展開の後に前記３Ｄ表面形状の角度及び距離を最適に保持するように、前記３Ｄ表面形状は再メッシュ化される、請求項１〜５のいずれか一項に記載の作動方法。
7. 前記作動方法は、さらに、前記３Ｄ表面形状から等角マップを生成するステップを備え、
   前記第１及び第２の点は、前記等角マップ上で選択される、請求項１〜６のいずれか一項に記載の作動方法。
8. 前記作動方法は、さらに、前記第１及び第２の点を選択する前に前記等角マップを適応的に再サンプリングするステップを備える、請求項７に記載の作動方法。
9. 前記作動方法は、さらに、前記２Ｄ平面表示を平面像として表示部に表示するステップを備える、請求項１〜８のいずれか一項に記載の作動方法。
10. 前記作動方法は、さらに、前記３Ｄ表面形状を、前記平面像の前記２Ｄ平面表示とともに同時に表示するステップを備える、請求項９に記載の作動方法。
11. 前記作動方法は、さらに、
    前記３Ｄ表面形状の方位を空間において調節するステップと、
    前記３Ｄ表面形状において前記腔の第２の特徴部位を有する第２の表面セクションを識別するステップと、
    展開の後に前記第２の特徴部位を表示するための新しい切断曲線を形成するステップと、
    前記３Ｄ表面形状を前記新しい切断曲線で展開して、新しい２Ｄ平面像をレンダリングするステップと
    前記第２の表面セクション及び前記第２の特徴部位を前記平面像として表示するステップと
    を備える、請求項９又は１０に記載の作動方法。
12. 前記２Ｄ平面表示は、前記平面像において前記第１の特徴部位の名前で注釈をつけられる、請求項９〜１１のいずれか一項に記載の作動方法。
13. 前記作動方法は、さらに、前記平面像に関して前記２Ｄ平面表示と前記３Ｄ表面形状との間の前記第１の表面セクションの歪みレベルのフィードバックを行うステップを備える、請求項９〜１２のいずれか一項に記載の作動方法。
14. 前記腔は、心臓の心房又は心室であり、
    前記作動方法は、さらに、前記心臓の電圧を前記平面像に表示するステップを備える、請求項９〜１３のいずれか一項に記載の作動方法。
15. 前記作動方法は、さらに、
    前記３Ｄ表面形状において前記腔の第２の特徴部位を有する第２の表面セクションを識別するステップであって、前記第２の表面セクションは、前記第１の表面セクションの視野の妨害を伴って前記３Ｄ表面形状の一部に配置されている、前記識別するステップと、
    前記第１及び第２の特徴部位を同時に見るための前記第１及び第２の点を選択するステップと、
    前記第１の表面セクション及び前記第２の表面セクションを同時に見るように前記３Ｄ表面形状を展開するステップと
    を備える、請求項１〜１４のいずれか一項に記載の作動方法。

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