1.本技术涉及心电技术领域，尤其涉及一种非接触式心脏电生理三维标测方法、系统、介质及设备。
背景技术：2.电生理心脏病(即心律不齐心脏病)是重要的临床问题。电生理心脏病通常由于异常的心脏电荷传输导致心肌细胞除极、复极的幅值和传导顺序异常，从而引发严重的临床疾病(包括房颤、室上速和室性心律不齐等)。通过导管介入的方式对心腔内电势进行三维电生理标测寻找病灶并使用导管对病灶靶点进行消融，是当前临床认可的治疗电生理心脏病最安全、有效的治疗方案。三维电生理标测是该方案的难点，一般使用心腔内测量电极，通过对在心内膜传输的电势进行接触式测量，得到心内膜上三维分布的电势最大幅值图和激动传导顺序图，从而引导医生找到激动异常传输的靶点进行消融，治疗心律不齐等心脏病。
3.当前心脏三维电生理标测常常需要使用多根多电极标测导管，通过股静脉以微创的方式进入心腔内，电极直接接触心内膜，从而测量接触点一个心动周期内的电势信号(电势信号由心内膜传导到位于心腔内的血流中)。测量完一个心动周期后，将导管移动到另外的心内膜位置进行接触式测量，并记录接触点的三维空间坐标，直到测完临床感兴趣区域。将测得的不同位置的电势信号和激动顺序，结合监护仪获得的心电和呼吸门控数据进行时间同步，建立心脏激动过程中的三维标测图的电势信号幅值和激动顺序图。但是，这种接触式标测方案存在以下问题：1.由于心脏的三维结构复杂，通常需要使用多根不同形状的标测导管，以进行更好的心内膜贴合。而单根标测导管的价格很昂贵且为一次性使用，成本高昂；2.术者需要对心内膜的三维结构、导管操作和心脏电势传导具有深刻的理解，手术难度高。
4.相关技术中还提出一种非接触式标测技术，相比于上述的接触式标测往往需要使用多根标测导管，非接触式标测只需要一根标测导管，操作难度降低。在一根心脏介入标测导管上集成多个电生理电极以及多个单阵元超声探头，通过股静脉以微创的方式进入心脏。通过超声探头对心脏的三维结构进行建模，随后通过电极采集一个心动周期内的电势信号，并求解泊松方程逆问题，从而获得一个心动周期内心内膜的电势信号。然而非接触式标测技术为单阵元超声探头的a模式建模，其发射的角度固定，无法通过电子偏转的方式改变超声波束发射的方向，只能通过机械偏转导管的方式对成像的超声波束进行偏移来采集多个不同位置的电势信号，增加了手术的难度和时间。另外，由于心血管介入导管越细越安全，而该导管集成多个电生理电极和多个单阵元超声探头，线束的直径较粗，导致导管直径较粗，从而在介入手术过程中增大了损伤心脏的风险。
技术实现要素：5.基于此，有必要针对上述问题，提出一种非接触式心脏电生理三维标测方法、系
统、介质及设备。
6.本技术提供一种非接触式心脏电生理三维标测方法，所述方法包括：
7.利用心腔内超声建立心内膜三维模型；
8.利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号；
9.利用三角形网格近似表达所述心内膜三维模型，获取每个三角形网格的质心、法向量和面积；
10.根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内不同时间的电荷密度的三维分布信息。
11.在一些实施例中，所述利用心腔内超声建立心内膜三维模型，包括：
12.获取心腔内超声探头采集的多张不同角度的心内膜二维图像与其空间位置信息；
13.利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的心内膜二维图像同步到同一个心跳周期内；
14.根据多张所述心内膜二维图像与其空间位置信息建立呼气末期和心脏舒张末期的心内膜三维模型。
15.在一些实施例中，所述利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号，包括：
16.获取电极导管采集的心腔内电极在一个心跳周期内的多个不同位置在不同时刻的连续电势信号；
17.利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的电势信号同步到同一个心跳周期内。
18.在一些实施例中，所述根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息，包括：
19.利用下述公式计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度：
[0020][0021]
其中，为电极的三维坐标，为所述三角形网格的质心的三维坐标，为电极上的电势信号，为电荷密度，为所述三角形网格的法向量与矢量的夹角，为所述三角形网格的面积。
[0022]
在一些实施例中，所述根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息，还包括：
[0023]
对公式(1)进行离散化，得到下述矩阵表达式(2)：
[0024]
a*d＝v
ꢀꢀ
(2)
[0025]
其中，系数矩阵a∈rm×n，电荷密度标量d∈rn，电势标量v∈rm，m为电极的数量，n为三角形网格的数量；
[0026]
利用正则化求解矩阵表达式(2)的最小二乘法解：
[0027][0028]
在一些实施例中，所述三角形网格的质心为所述三角形网格的各个顶点三维坐标的平均值。
[0029]
本技术还提供一种非接触式心脏电生理三维标测系统，所述系统包括：
[0030]
旋转传动部件；
[0031]
调弯部件，与所述旋转传动部件连接；
[0032]
ice导管，内置心腔内超声探头、第一定位传感器和扭矩传输线圈，所述调弯部件与所述扭矩传输线圈连接，所述扭矩传输线圈与所述心腔内超声探头连接，所述心腔内超声探头与所述第一定位传感器固定连接；
[0033]
电极导管，包括第二定位传感器和多个电极，所述电极用于连续采集心腔内一个心跳周期内的多个不同位置在不同时刻的电势信号；
[0034]
终端设备，分别与所述旋转传动部件、所述心腔内超声探头、所述电极导管连接。
[0035]
在一些实施例中，所述心腔内超声探头为旋转线阵超声探头、旋转环阵超声探头、旋转凸阵超声探头、超声面阵探头中的至少一种。探头的材料可以为pzt陶瓷、复合材料、cmut或pmut。
[0036]
本技术还提供一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，使得所述处理器执行如上任一项所述的非接触式心脏电生理三维标测方法。
[0037]
本技术还提供一种终端设备，包括存储器和处理器，所述存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如上任一项所述的非接触式心脏电生理三维标测方法。
[0038]
采用本技术实施例，具有如下有益效果：本技术实施例的非接触式心脏电生理三维标测方法，利用心腔内超声建立心内膜三维模型，利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的电势信号，利用三角形网格近似表达心内膜三维模型，获取每个三角形网格的质心、法向量和面积，根据电势信号、质心、法向量和面积计算心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息。本技术实施例的心腔内超声探头能够通过电子偏转波束进行空间扫描，而非机械偏转，因此三维建模操作简单，时间短；而现有技术中的超声建模只能通过机械运动改变波束发射的方向，建模需要复杂的导管操作，使得手术时间增长。另外，现有技术中的非接触式标测导管由于集成了电极和超声探头，导管直径较粗，从而在介入手术过程中容易损伤到心脏。而本技术实施例的电极导管不包含超声探头，只包含电极，不仅降低了成本，而且导管直径更细，也更安全。
附图说明
[0039]
为了更清楚地说明本技术实施例或现有技术中的技术方案，下面将对实施例或现有技术描述中所需要使用的附图作简单地介绍，显而易见地，下面描述中的附图仅仅是本技术的一些实施例，对于本领域普通技术人员来讲，在不付出创造性劳动的前提下，还可以根据这些附图获得其他的附图。
[0040]
其中：
[0041]
图1为本技术一个实施例中非接触式心脏电生理三维标测方法的流程示意图；
[0042]
图2为本技术一个实施例中步骤s100的流程示意图；
[0043]
图3为本技术一个实施例中步骤s200的流程示意图；
[0044]
图4为本技术一个实施例中非接触式心脏电生理三维标测系统的结构示意图；
[0045]
图5为本技术一个实施例中电极导管的结构示意图；
[0046]
图6为本技术一个实施例中终端设备的内部结构图。
具体实施方式
[0047]
下面将结合本技术实施例中的附图，对本技术实施例中的技术方案进行清楚、完整地描述，显然，所描述的实施例仅仅是本技术一部分实施例，而不是全部的实施例。基于本技术中的实施例，本领域普通技术人员在没有作出创造性劳动前提下所获得的所有其他实施例，都属于本技术保护的范围。
[0048]
本技术实施例提供了一种非接触式心脏电生理三维标测方法。图1为本技术一个实施例中非接触式心脏电生理三维标测方法的流程示意图。请参照图1，该非接触式心脏电生理三维标测方法可以包括：
[0049]
s100：利用心腔内超声建立心内膜三维模型。
[0050]
本技术实施例的电生理三维标测方法的执行主体可以为终端设备，也可以为设置在终端设备中的控制装置。可选地，控制装置可以通过软件实现，也可以通过软件和硬件的结合实现。
[0051]
本技术实施例的心腔内超声探头能够通过电子偏转波束进行空间扫描，而非机械偏转，因此三维建模操作简单，时间短；而现有技术中的超声建模只能通过机械运动改变波束方向，建模需要复杂的导管操作，使得手术时间增长。
[0052]
在一些实施例中，图2为本技术一个实施例中步骤s100的流程示意图。请参照图2，步骤s100利用心腔内超声建立心内膜三维模型可以包括以下步骤：
[0053]
s110：获取心腔内超声探头采集的多张不同角度的心内膜二维图像与其空间位置信息；
[0054]
s120：利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的心内膜二维图像同步到同一个心跳周期内；
[0055]
s130：根据多张心内膜二维图像与其空间位置信息建立呼气末期和心脏舒张末期的心内膜三维模型。
[0056]
具体地，本技术实施例获取线阵超声探头采集的多张不同角度的心内膜二维图像与其空间位置信息，利用ecg心电图对多张心内膜二维图像进行时间同步。原因在于心跳频率很快，心腔内超声探头可能一下采集到多个心跳周期内的心内膜二维图像，经过同步后，就可以将多张心内膜二维图像同步为一个心跳周内的心内膜二维图像。
[0057]
可选地，终端设备获取心腔内超声探头采集的多张不同角度的心内膜二维图像与其空间位置信息的方式可以是：采用心腔内超声探头对心内膜进行360
°
自动扫描和三维建模，同时使用三维空间定位传感器记录成像的方位(即空间位置信息)，然后心腔内超声探头将扫描的多张心内膜二维图像发送给终端设备，定位传感器也将每张心内膜二维图像的空间位置信息发送给终端设备。终端设备根据多张心内膜二维图像与其对应地空间位置信息建立呼气末期和心脏舒张末期的心内膜三维模型。由于呼气末期和心脏舒张末期心跳最慢，运动伪影最小。
[0058]
在一些实施例中，心腔内超声探头可以内置在ice(intracardiac echocardiography，心腔内超声)导管中，采集时将ice导管经外周血管介入的方式插入心
腔内，便可通过心腔内超声探头采集心内膜二维图像。
[0059]
可选地，心腔内超声探头可以为旋转线阵超声探头、旋转环阵超声探头、旋转凸阵超声探头、超声面阵探头中的至少一种，其材料可以为pzt陶瓷、复合材料、pmut或cmut等。
[0060]
需要说明的是，可以采用后处理算法(包括但不限于人工智能的方法)进行图像增强和三维建模，提高建模效果。
[0061]
s200：利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号。
[0062]
现有技术中的非接触式标测导管由于集成了电极和超声探头，导管直径较粗，从而在介入手术过程中存在损伤到心脏的风险。而本技术实施例的电极导管不包含超声探头，只包含电极，不仅降低了成本，而且导管直径更细，也更安全。
[0063]
在一些实施例中，图3为本技术一个实施例中步骤s200的流程示意图。请参照图3，步骤s200利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号，包括：
[0064]
s210：获取电极导管采集的心腔内电极在一个心跳周期内的多个不同位置在不同时刻的连续电势信号；
[0065]
s220：利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的电势信号同步到同一个心跳周期内。
[0066]
电极导管上有多个电极，多个电极在心腔内的多个位置采集一个心跳周期内的连续电势信号。改变电极导管的位置，在心腔内的另外多个位置采集下一个心跳周期内的电势信号，然后利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的多个位置的电势信号同步到同一个心跳周期内，经过同步后，就可以将不同心跳周期内多个位置的电势信号转换成一个心跳周期内多个位置的电势信号，简单高效。然后电极导管将一个心跳周期内各个电极上的电势信号发送给终端设备。
[0067]
可选地，电极导管的前端设置有多个电极，可以采集的电势信号的数量。采集时将电极导管经外周血管介入的方式插入心腔内。
[0068]
s300：利用三角形网格近似表达心内膜三维模型，获取每个三角形网格的质心、法向量和面积。
[0069]
利用三角形网格近似表达三维空间中的心内膜三维模型的心内膜表面，并获取每个三角形网格的质心、法向量和面积。其中，三角形网格的质心可以是三角形网格的各个顶点三维坐标的平均值，也可以是通过其他计算方式得到的值。
[0070]
s400：根据电势信号、质心、法向量和面积计算心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息。
[0071]
电极上电势与心内膜表面的电荷密度的关系可表示为：
[0072][0073]
其中，为电极的三维坐标，为三角形网格的质心的三维坐标，为电极上的电势信号，为电荷密度，为三角形网格的法向量与矢量的夹角，为三角形网格的面积。计算出心内膜表面的多个电荷密度后，可以得到心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息。
[0074]
电极的三维坐标可以是预设的已知坐标。三角形网格的质心的三维坐标在建模
后可知。
[0075]
假设经过ecg时间同步后，获得的电极测点数量为m，三角形网格的数量为n。对公式(1)进行离散化，得到下述矩阵表达式(2)：
[0076]
a*d＝v
ꢀꢀ
(2)
[0077]
其中，系数矩阵a∈rm×n，电荷密度标量d∈rn，电势标量v∈rm。
[0078]
公式(2)为病态矩阵，无法通过矩阵求逆的方式计算电荷密度d，通常需要使用吉洪诺夫正则化(tikhonovregularization)求解公式(2)的最小二乘法解：
[0079][0080]
需要说明的是，也可以采用其他算法求解公式(2)的最小二乘法解，例如tsvd(truncated svd)算法。
[0081]
对一个心跳周期内不同采样时刻进行以上计算，获得不同时刻电荷密度d的三维分布的变化。随后，将心内膜上三维分布的电荷密度进行动态三维显示，以指导医生进行心腔内消融手术。
[0082]
本技术实施例还提供了一种非接触式心脏电生理三维标测系统。图4为本技术一个实施例中非接触式心脏电生理三维标测系统的结构示意图。请参照图4，该非接触式心脏电生理三维标测系统包括：
[0083]
旋转传动部件100；
[0084]
调弯部件200，与旋转传动部件100连接；
[0085]
ice导管300，内置心腔内超声探头310、第一定位传感器320和扭矩传输线圈330，调弯部件200与扭矩传输线圈330连接，扭矩传输线圈330与心腔内超声探头310连接，心腔内超声探头310与第一定位传感器320固定连接；
[0086]
电极导管，包括第二定位传感器和多个电极，电极用于连续采集心腔内一个心跳周期内的多个不同位置在不同时刻的电势信号；
[0087]
终端设备，分别与旋转传动部件100、心腔内超声探头310、电极导管连接。
[0088]
图5为本技术一个实施例中电极导管的结构示意图。请参照图5，左侧为灯笼形非接触式电极导管，右侧为爪形非接触式电极导管。电极导管为非接触式标测电极导管，包括第二定位传感器510，前端设置有多个电极520。第二定位传感器510用于记录电势采集时刻各个电极的空间位置。电极导管也可以为其他排列形式的导管，本实施例对此不作具体限定。
[0089]
在一些实施例中，非接触式心脏电生理三维标测的过程如下：
[0090]
(1)首先将图4所示的ice导管300经外周血管介入的方式插入心腔内。终端设备输出旋转控制信号给旋转传动部件100(例如旋转驱动器等)，旋转传动部件100根据旋转控制信号控制调弯部件200(例如调弯手柄等)调节扭矩传输线圈330，进而通过扭矩传输线圈330带动心腔内超声探头310旋转，对心内膜进行360
°
自动扫描和三维建模。第一定位传感器320用于记录成像的方位(即空间位置信息)，然后心腔内超声探头310将扫描的多张心内膜二维图像发送给终端设备，第一定位传感器320也将每张心内膜二维图像的空间位置信息发送给终端设备。终端设备根据多张心内膜二维图像与其对应地空间位置信息建立呼气末期和心脏舒张末期的心内膜三维模型。然后利用三角形网格近似表达心内膜三维模型，
获取每个三角形网格的质心、法向量和面积。具体的实现过程请参照上述实施例的相关描述，此处不再赘述。需要说明的是，在心腔内超声探头310旋转的过程中ice导管300本身静止不动。与现有技术中旋转导管进行三维建模相比，无需旋转导管即可实现三维建模，减小了损伤心腔的风险。
[0091]
(2)将图5所示的电极导管经外周血管介入的方式插入心腔内，电极导管将各个电极采集的电势信号发送给终端设备。终端设备根据电势信号、三角形网格的质心、法向量和面积计算心内膜在一个心跳周期内的电荷密度。具体的实现过程请参照上述实施例的相关描述，此处不再赘述。
[0092]
可选地，心腔内超声探头310可以为旋转线阵超声探头、旋转环阵超声探头、旋转凸阵超声探头、超声面阵探头中的至少一种。探头的材料可以为pzt陶瓷、复合材料、cmut或pmut。心腔内超声探头能够通过电子偏转波束进行空间扫描，而非机械偏转，因此建模简单；而现有技术中的超声建模只能通过机械运动改变波束发射的方向，建模需要复杂的导管操作，使得手术时间增长。
[0093]
可以理解的是，心腔内超声探头的各项参数不限定，可以根据各种不同的应用环境选定不同的频率、阵元数、阵元间距、阵元分布方案等的阵列。心腔内超声探头发射声波的方式可以为依次发射多条聚焦超声波束进行平面扫描，也可以通过依次发射多个非聚集平面波或发散波，进行平面扫描。
[0094]
另外，现有技术中的非接触式标测导管由于集成了电极和超声探头，导管直径较粗，从而在介入手术过程中容易损伤到心脏。而本技术实施例的电极导管不包含超声探头，只包含电极，不仅降低了成本，而且导管直径更细，也更安全。
[0095]
本技术实施例还提供了一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，计算机程序被处理器执行时，使得处理器执行如上任一项所述非接触式心脏电生理三维标测方法的步骤。
[0096]
本技术实施例还提供了一种终端设备，包括存储器和处理器，存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如上任一项所述非接触式心脏电生理三维标测方法的步骤。
[0097]
图6为本技术一个实施例中终端设备的内部结构图。如图6所示，该终端设备包括通过系统总线连接的处理器、存储器和网络接口。其中，存储器包括非易失性存储介质和内存储器。该终端设备的非易失性存储介质存储有操作系统，还可存储有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器实现如上所述的非接触式心脏电生理三维标测方法。该内存储器中也可储存有计算机程序，该计算机程序被处理器执行时，可使得处理器执行如上所述的非接触式心脏电生理三维标测方法。本领域技术人员可以理解，图6中示出的结构，仅仅是与本技术方案相关的部分结构的框图，并不构成对本技术方案所应用于其上的终端设备的限定，具体的终端设备可以包括比图中所示更多或更少的部件，或者组合某些部件，或者具有不同的部件布置。
[0098]
本领域普通技术人员可以理解实现上述实施例方法中的全部或部分流程，是可以通过计算机程序来指令相关的硬件来完成，所述的程序可存储于一非易失性计算机可读取存储介质中，该程序在执行时，可包括如上述各方法的实施例的流程。其中，本技术所提供的各实施例中所使用的对存储器、存储、数据库或其它介质的任何引用，均可包括非易失性
和/或易失性存储器。非易失性存储器可包括只读存储器(rom)、可编程rom(prom)、电可编程rom(eprom)、电可擦除可编程rom(eeprom)或闪存。易失性存储器可包括随机存取存储器(ram)或者外部高速缓冲存储器。作为说明而非局限，ram以多种形式可得，诸如静态ram(sram)、动态ram(dram)、同步dram(sdram)、双数据率sdram(ddrsdram)、增强型sdram(esdram)、同步链路(synchlink)dram(sldram)、存储器总线(rambus)直接ram(rdram)、直接存储器总线动态ram(drdram)、以及存储器总线动态ram(rdram)等。
[0099]
以上实施例的各技术特征可以进行任意的组合，为使描述简洁，未对上述实施例中的各个技术特征所有可能的组合都进行描述，然而，只要这些技术特征的组合不存在矛盾，都应当认为是本说明书记载的范围。
[0100]
以上所述实施例仅表达了本技术的几种实施方式，其描述较为具体和详细，但并不能因此而理解为对本技术专利范围的限制。应当指出的是，对于本领域的普通技术人员来说，在不脱离本技术构思的前提下，还可以做出若干变形和改进，这些都属于本技术的保护范围。因此，本技术专利的保护范围应以所附权利要求为准。
技术特征：1.一种非接触式心脏电生理三维标测方法，其特征在于，所述方法包括：利用心腔内超声建立心内膜三维模型；利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号；利用空间三角形网格近似表达所述心内膜三维模型，获取每个三角形网格的质心、法向量和面积；根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内不同时间的电荷密度的三维分布信息。2.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述利用心腔内超声建立心内膜三维模型，包括：获取心腔内超声探头采集的多张不同角度的心内膜二维图像与其空间位置信息；利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的心内膜二维图像同步到同一个心跳周期内；根据多张所述心内膜二维图像与其空间位置信息建立呼气末期和心脏舒张末期的心内膜三维模型。3.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号，包括：获取电极导管采集的心腔内电极在一个心跳周期内的多个不同位置在不同时刻的连续电势信号；利用心电图采集的心电信号将不同心跳周期内的电势信号同步到同一个心跳周期内。4.根据权利要求1所述的方法，其特征在于，所述根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息，包括：利用下述公式(1)计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度：其中，为电极的三维坐标，为所述三角形网格的质心的三维坐标，为电极上的电势信号，为电荷密度，为所述三角形网格的法向量与矢量的夹角，为所述三角形网格的面积。5.根据权利要求4所述的方法，其特征在于，所述根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息，还包括：对公式(1)进行离散化，得到下述矩阵表达式(2)：a*d＝v
ꢀꢀꢀꢀ
(2)其中，系数矩阵a∈r
m
×
n
，电荷密度标量d∈r
n
，电势标量v∈r
m
，m为电极的数量，n为三角形网格的数量；利用正则化求解矩阵表达式(2)的最小二乘法解：6.根据权利要求1至5中任一项所述的方法，其特征在于，所述三角形网格的质心为所述三角形网格的各个顶点三维坐标的平均值。7.一种非接触式心脏电生理三维标测系统，其特征在于，所述系统包括：
旋转传动部件；调弯部件，与所述旋转传动部件连接；ice导管，内置心腔内超声探头、第一定位传感器和扭矩传输线圈，所述调弯部件与所述扭矩传输线圈连接，所述扭矩传输线圈与所述心腔内超声探头连接，所述心腔内超声探头与所述第一定位传感器固定连接；电极导管，包括第二定位传感器和多个电极，所述电极用于连续采集心腔内一个心跳周期内的多个不同位置在不同时刻的电势信号；终端设备，分别与所述旋转传动部件、所述心腔内超声探头、所述电极导管连接。8.根据权利要求7所述的系统，其特征在于，所述心腔内超声探头为旋转线阵超声探头、旋转环阵超声探头、旋转凸阵超声探头、超声面阵探头中的至少一种，所述心腔内超声探头采用的材料为pzt陶瓷、复合材料、pmut、cmut中的任一种。9.一种计算机可读存储介质，存储有计算机程序，所述计算机程序被处理器执行时，使得所述处理器执行如权利要求1至6中任一项所述方法的步骤。10.一种终端设备，包括存储器和处理器，所述存储器存储有计算机程序，所述计算机程序被所述处理器执行时，使得所述处理器执行如权利要求1至6中任一项所述方法的步骤。
技术总结本申请公开了一种非接触式心脏电生理三维标测方法、系统、介质及设备。非接触式心脏电生理三维标测方法包括：利用心腔内超声建立心内膜三维模型；利用电极导管获取心腔内电极在一个心跳周期内的连续电势信号；利用三角形网格近似表达所述心内膜三维模型，获取每个三角形网格的质心、法向量和面积；根据所述电势信号、所述质心、所述法向量和所述面积计算所述心内膜在一个心跳周期内的电荷密度的三维分布信息。本申请的心腔内超声探头能够通过电子偏转波束进行空间扫描，而非机械偏转，因此三维建模简单，时间短。另外，本申请的三维标测导管不包含超声探头，只包含电极，不仅降低了成本，而且导管直径更细，也更安全。也更安全。也更安全。
技术研发人员：周欣欢 郑志航 马俊 武雅宏 谢岱芸 张晓纯 刘宇钦
受保护的技术使用者：深圳心寰科技有限公司
技术研发日：2022.06.24
技术公布日：2022/11/1
