CN110914916A - 用于监测evar后患者的成像方法、控制器和成像系统 - Google Patents

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Abstract

本发明提供了一种在利用支架移植物的动脉瘤腔内修复术(EVAR)之后的患者监测的方法。本发明尤其适用于腹主动脉瘤修复术。提供支架的原位第一3D体积扫描，并且还提供了对支架的后续第二3D体积扫描。在从第一扫描导出的第一图像中以及在从第二扫描导出的第二图像中生成一个或多个基准标记。所述基准标记识别支架的可识别特征，诸如支架移植物内的分叉点。提取基于所述一个或多个基准标记的刚体3D变换映射，并且然后基于第一图像与第二图像之间的3D刚体变换对第一扫描和第二扫描应用配准。从第一扫描和第二扫描导出动脉瘤中的相同位置处的尺寸值。所述相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的。使用来自第一扫描和第二扫描的尺寸值的比较来评估第一扫描与第二扫描之间的动脉瘤的尺寸变化。该尺寸变化允许临床医师评估疾病进展。

Description

用于监测EVAR后患者的成像方法、控制器和成像系统
技术领域
本发明涉及一种用于监测动脉瘤腔内修复术(EVAR)后患者的成像方法和装置。本发明还提供了用于实施所述成像方法的计算机程序以及相关联的硬件。
背景技术
动脉瘤是血管的局部化膨胀，并且以动脉瘤所在点处的血管壁中的凸起为特征。动脉瘤可能发生在任何血管中。动脉瘤的自然演变是直径的增大。并且，随着动脉瘤尺寸的增大，破裂风险也随之增大。破裂的动脉瘤会导致出血。常见的范例是腹主动脉瘤(AAA或“三A”)。破裂的AAA通常导致低血容量性休克，并且如果不治疗会引起死亡。
对动脉瘤的处置常常借助于动脉瘤腔内修复术(EVAR)。EVAR是一种类型的血管内手术，其涉及将可膨胀支架移植物置于血管内，以在不直接在血管上操作的情况下处置该疾病。支架是被插入到血管的管腔中的金属或塑料管。有各种各样的支架可用。相对于开放性血管手术，EVAR常常是优选的，而且是用于修复AAA的最常见的技术。
EVAR后需要对患者进行终生监视，以确保该修复的完整性。最常见的并发症是内漏。内漏是在腔内修复术之后向动脉瘤囊中的渗漏。存在五种类型的内漏，其中，II型是最常见的。II型内漏是从分支向动脉瘤囊的逆向流动，诸如从腰动脉和下肠系膜动脉流入到动脉瘤中。I型内漏更严重，并且其由支架在支架近端或远端处没有恰当地密封造成。这意指动脉瘤仍然被暴露于收缩血压之下，并且会继续生长。I型通常需要利用球囊导管重新介入，以使支架抵靠血管壁密封。较不常见但严重的并发症包括III型和IV型内漏，其涉及支架自身的机械故障，这可能导致手术介入。
EVAR后的终生监视对患者和医师一样麻烦。在当前的临床实践中，EVAR后的随访是使用计算机断层摄影(CT)成像来执行的，其往往涉及碘造影剂。所述监视需要大量的资源，并且可能与伤害相关联，所述伤害源自于可能不必要的介入的风险、反复暴露于辐射以及来自造影剂的造影剂肾毒性。
US 2015/0196250公开了一种用于检测与动脉瘤修复相关联的内漏的相互配准系统。所述系统依赖于所捕获的血管机能参数的组合以及由腔内模态和腔外模态所捕获的数据。然而，重点在于腔内成像，其依赖于用于获得图像的侵入式流程。
US 6905468公开了一种AAA评估和监测系统。其使用处理器根据经转换的扫描信息来确定主动脉边界信息，并且使用计算单元根据所述边界信息来计算主动脉直径。设想到了对图像进行存储，从而能够对相继的扫描进行比较，但是既未提供可以如何对扫描进行比较的任何细节，也没有提供能够如何对动脉瘤的时间演变进行评估的任何细节。
Jin Hyon Joh等人在Annals of Surgical Treatment and Research，第92卷，第6期，2017年1月1日，第436-439页上的文章“Ultrasound fusion imaging with real-timenavigation for the surveillance after endovascular aortic aneurysm repair”中也公开了CT体积数据与US数据的相互配准，其将左肾动脉的起端用于相互配准。
发明内容
因此，仍然需要一种针对EVAR后监视的方便并且有害性较低的方案。
本发明由权利要求来限定。
根据本发明的第一方面，提供了一种在利用分叉支架移植物的动脉瘤腔内修复术之后的患者监测的方法，所述分叉支架移植物具有支架主体和两个支架分支(leg)，在两个分支的接头处定义了分叉点，所述方法包括以下步骤：
接收所述支架的原位先前生成的第一3D体积扫描；
提供所述支架的原位第二3D体积扫描；
在从所述第一扫描导出的第一图像中以及在从所述第二扫描导出的第二图像中生成一个或多个基准标记，其中，所述基准标记中的一个基准标记是所述分叉点；
基于所述一个或多个基准标记来提取刚体3D变换映射；
基于所述第一图像与所述第二图像之间的3D刚体变换对所述第一扫描和所述第二扫描应用配准；
从所述第一扫描和所述第二扫描导出所述动脉瘤中的相同位置处的尺寸值，其中，所述相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的；并且
将来自所述第一扫描和所述第二扫描的所述尺寸值进行比较，以评估所述第一扫描与所述第二扫描之间的所述动脉瘤的尺寸变化。
因此，本发明提供了一种EVAR后监测方法，其中，能够将在不同时间取得的两次扫描进行比较以评估动脉瘤演变。通过以下操作来比较所述扫描：识别两幅图像中的支架中的相同可识别特征，基于所述可识别特征将所述图像对准，并且然后基于所述可识别特征来应用配准过程。通过应用基于支架匹配的配准方案，操作者能够避免在时间上的不同的测量结果之间的偏差，避免侵入流程，并且将所述方法应用于不同的成像模式(例如，CT、MRI和US)。第一3D体积扫描可以是在支架移植物流程之后短时间内执行的，并且可以是由与第二3D体积扫描不同的临床医师执行的，在第二3D体积扫描时要对动脉瘤的尺寸变化进行分析。
尺寸值意指示尺寸的参数。尺寸值可以是长度、面积或体积的量度。
所述方法往往被应用于腹主动脉瘤(AAA或“三A”)。EVAR是针对AAA的最常见处置。
AAA的位置通常出现在主动脉分叉(即，腹主动脉分叉成左右髂总动脉的点)处或者接近主动脉分叉。结果是支架也发生分叉，从而产生能够充当基准标记的区别特征。因此，所述支架是具有支架主体和两个支架分支的分叉支架，在两个分支的接头处定义了分叉点，并且所述基准标记中的一个基准标记是所述分叉点。
所述第一扫描和所述第二扫描能够是3D计算机断层摄影(CT)扫描、磁共振成像(MRI)扫描和/或3D超声(US)扫描。所述配准步骤允许多模态。在一个实施例中，所述第一扫描是3D-CT扫描。这通常是在EVAR流程之后立即或短期内、例如在EVAR后的一个月内获得的基线扫描。在另一实施例中，所述第二扫描是3D超声扫描。前两次扫描优选是第一扫描是3D-CT扫描并且第二扫描是3D-US扫描的情况。
本发明的方法能够被应用于任意两次扫描。其可以是相继的(即，对两次最近的扫描进行比较)，或者是不相继的(例如，始终与在支架移植物流程之后取得的第一扫描进行比较)，但是第一扫描和第二扫描往往是相继的扫描。第一扫描与第二扫描之间的时间处于从一个月到患者寿命期限的范围内。“患者的寿命期限”意指EVAR与死亡之间的时间。
应用于第一扫描和第二扫描的配准可以是用户引导的配准。所述方法还可以包括在所述配准之后应用对所述配准的基于图像的细化的另外的步骤。这些步骤两者都能够被用于改善图像的任意次最佳对准。
所述尺寸值为动脉瘤(即，残留囊)的直径、面积或体积。这些值中的任意值均能够被量化，并且能够给出对疾病进展的量度。在另外的实施例中，所述方法还包括使用尺寸变化以对疾病进展做出临床评估的步骤。
在另一方面中，本发明提供了一种包括计算机程序代码的计算机程序，所述计算机程序当在计算机上运行时适于实施本方法。
在另外的方面中，本发明提供了一种用于在利用分叉支架移植物的动脉瘤腔内修复术之后对支架进行成像的控制器，所述分叉支架移植物具有支架主体和两个支架分支，在两个分支的接头处定义了分叉点，其中，所述控制器适于：
接收所述支架的原位先前生成的第一3D体积扫描；
获取所述支架的原位第二3D体积扫描；
在从所述第一扫描导出的第一图像中以及在从所述第二扫描导出的第二图像中生成一个或多个基准标记，其中，所述基准标记中的一个基准标记是所述分叉点；
基于所述一个或多个基准标记来提取刚体3D变换映射；
基于所述第一图像与所述第二图像之间的所述3D刚体变换对所述第一扫描和所述第二扫描应用配准；
从所述第一扫描和所述第二扫描导出所述动脉瘤中的相同位置处的尺寸值，其中，所述相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的；并且
将来自所述第一扫描和所述第二扫描的所述尺寸值进行比较，以评估所述第一扫描与所述第二扫描之间的所述动脉瘤的尺寸变化。
在又一方面中，本发明提供了一种包括上述控制器、换能器、波束形成器和显示设备的成像系统。
附图说明
现在将参考附图来详细描述本发明的范例，在附图中：
图1示出了示例性超声诊断成像系统的一般操作；
图2示出了根据本发明的用于患者监测的方法的流程图；
图3是在对AAA的EVAR处置中所使用的类型的分叉型支架的表示；
图4是示出了在两个不同的标度上运行以便提取支架主体和分支的圆形检测器的超声图像；
图5示出了基线扫描的结果以及1年随访时针对相同支架的结果；并且
图6是本发明的配准方法的流程图。
具体实施方式
本发明提供了一种在EVAR之后的患者监测的方法，所述方法使用3D成像以示出支架随着时间的任何尺寸变化。
本发明提供了一种在利用支架移植物的动脉瘤腔内修复术(EVAR)之后的患者监测的方法。所述方法尤其适用于腹主动脉瘤修复术。
提供了支架的原位第一3D体积扫描，并且还提供了支架的后续第二3D体积扫描。在从第一扫描导出的第一图像中以及在从第二扫描导出的第二图像中生成一个或多个基准标记。所述基准标记识别所述支架的可识别特征，诸如支架移植物中的分叉点。提取基于所述一个或多个基准标记的刚体3D变换映射，并且然后基于所述第一图像与所述第二图像之间的3D刚体变换对所述第一扫描和所述第二扫描应用配准。从第一扫描和第二扫描导出动脉瘤中的相同位置处的尺寸值。所述相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的。使用来自第一扫描和第二扫描的尺寸值的比较来评估第一扫描与第二扫描之间的动脉瘤的尺寸变化。该尺寸变化允许临床医师评估疾病进展。
在优选实施例中，生成至少两个基准标记，并且更优选生成至少三个基准标记(例如，3-6个)。最通常的是生成三个基准标记。
EVAR后患者通常将呈现为已经接受过对其支架的原位3D体积扫描。该扫描往往是在流程之后立即或短期内执行的。所述3D体积扫描往往是通过CT成像来执行的。EVAR后CT成像是一种广泛使用的成熟技术，并且因此无需做进一步讨论。
在流程之后立即或短期内获得的扫描形成了基线扫描，并且提供了流程之后短期内对支架和动脉瘤的量度。其通常是在EVAR流程的一个月内(即，EVAR后)获得的。
后续的扫描优选是通过超声来提供的，因为这种技术不需要注射造影剂。将这两种扫描进行比较，以基于支架的尺寸变化来监测疾病进展。
本发明依赖于常规超声换能器。如在本领域中已知的，常规超声换能器在使用中发射和接收超声波束。其位于患者身上的感兴趣部位处的外部，例如，处于腹主动脉之上。
首先将参考图1来描述示例性超声诊断成像系统的一般操作。
所述系统包括阵列换能器探头10，阵列换能器探头10具有用于发射超声波以及接收回波信息的电容式微机械加工超声换能器(CMUT)阵列100。备选地，换能器阵列100可以包括由诸如PZT或PVDF的材料形成的压电换能器。换能器阵列100是能够在2D平面内或者在三维内进行扫描以实现3D成像的换能器110的二维阵列。在另一范例中，换能器阵列100可以是1D阵列，尽管这样的方案需要额外的空间位置跟踪，诸如电磁(EM)跟踪或光学跟踪。
换能器阵列100被耦合至探头中的微型波束形成器12，其控制由CMUT阵列单元或压电元件对信号的接收。微型波束形成器能够对由换能器的子阵列(或者“群组”或“补片”)接收到的信号进行至少部分波束形成，如在美国专利US 5997479(Savord等人)、US6013032(Savord)和US 6623432(Powers等人)中所描述的。
注意，微型波束形成器完全是任选的。下文的范例不采取模拟波束形成。
微型波束形成器12通过探头线缆耦合至发射/接收(T/R)开关16，发射/接收开关16在发射与接收之间切换，并且当不使用微型波束形成器并且换能器阵列100直接由主系统波束形成器操作时，保护主波束形成器20不经受高能量发射信号的影响。通过由T/R开关16被耦合至所述微型波束形成器并且被耦合至主发射波束形成器(未示出)的换能器控制器18引导来自换能器阵列100的超声波束的发射，换能器控制器18从用户对用户接口或控制面板38的操作接收输入。
由换能器控制器18所控制的功能中的一项功能是波束被转向和聚焦的方向。可以将波束转向为从换能器阵列100直接向前(与之正交)，或者可以被转向到不同角度上以获得更宽的视场。换能器控制器18能够被耦合以控制用于CMUT阵列的DC偏压控制45。DC偏压控制45设置被施加到CMUT单元的(一个或多个)DC偏置电压。
在接收通道中，部分波束形成的信号是由微型波束形成器12产生的，并且被耦合至主接收波束形成器20，在主接收波束形成器20中，来自换能器的个体补片的部分波束形成的信号被组合成完全波束形成的信号。例如，主波束形成器20可以具有128个通道，这些通道中的每个通道接收来自数十或数百个CMUT换能器单元或压电元件的补片的部分波束形成的信号。以这种方式，由换能器阵列100的数千个换能器接收到的信号能够有效地贡献于单个波束形成的信号。
波束形成的接收信号被耦合至信号处理器22。信号处理器22能够按照各种方式来处理所接收到的回波信号，诸如带通滤波、抽样、I和Q分量分离以及谐波信号分离，谐波信号分离用于将线性信号与非线性信号分离，从而能够识别从组织和微泡返回的非线性(基频的高次谐波)回波信号。所述信号处理器还可以执行额外的信号增强，诸如相干斑抑制、信号合成以及噪声消除。所述信号处理器中的带通滤波器能够是跟踪滤波器，其通带随着接收来自越来越大的深度的回波信号而从较高频带滑向较低频带，由此排除来自较大深度的较高频率处的噪声，其中，这些频率是没有解剖学信息的。
用于发射和用于接收的波束形成器是在不同的硬件中实施的并且能够具有不同的功能。当然，接收器波束形成器被设计为考虑发射波束形成器的特性。在图1中，为了简单起见，仅示出了接收器波束形成器12、20。在整个系统中，还将存在具有发射微型波束形成器和主发射波束形成器的发射链。
微型波束形成器12的功能是提供信号的初始组合，以便降低模拟信号通路的数量。通常在模拟领域执行该操作。
最终的波束形成是在主波束形成器20中完成的，而且通常是在数字化之后完成的。
发射通道和接收通道使用具有固定频带的相同换能器阵列100。然而，发射脉冲占据的带宽能够根据已经使用的发射波束形成而变化。接收通道能够捕获整个换能器带宽(其为传统方案)，或者其能够通过使用带通处理仅仅提取包含有用信息的带宽(例如，主谐波的谐波)。
经处理的信号被耦合至B模式(即，辉度模式或2D成像模式)处理器26和多普勒处理器28。B模式处理器26采用对所接收到的超声信号的幅度的检测以用于对身体内的结构(诸如器官的组织、在身体内或者在本发明的情况下为血管)进行成像。身体的结构的B模式图像可以是在谐波图像模式下或者在基频图像模式下或者这两者的组合下形成的，如在美国专利US 6283919(Roundhill等人)和美国专利US 6458083(Jago等人)中所描述的。多普勒处理器28对源自于组织移动和血液流动的时间离散信号进行处理，以检测物质的运动，诸如图像场中的血细胞的流动。多普勒处理器28通常包括壁滤波器，其参数可以被设定为通过和/或拒绝从身体中的选定类型的材料返回的回波。
由B模式处理器和多普勒处理器产生的结构信号和运动信号被耦合至扫描转换器32和多平面重新格式化器44。扫描转换器32以空间关系对回波信号进行布置，所述回波信号是根据所述空间关系按照预期图像格式来接收的。例如，所述扫描转换器可以将所述回波信号布置成二维(2D)扇形格式或者锥体三维(3D)图像。所述扫描转换器能够使B模式结构图像与对应于图像场中的点处的运动的颜色连同所述点的多普勒估算速度相叠加，以产生彩色多普勒图像，所述彩色多普勒图像将在图像场中描绘组织和血流的运动。多平面重新格式化器将从身体的体积区域内的公共平面内的点接收的回波转换为该平面的超声图像，如在美国专利US 6443896(Detmer)中所描述的。体积绘制器42将3D数据集的回波信号转换成从给定参考点查看的投影3D图像，如在美国专利US 6530885(Entrekin等人)中所描述的。
所述2D图像或所述3D图像被从扫描转换器32、多平面重新格式化器44和体积绘制器42耦合至图形处理器30以用于进一步增强、缓存和暂时存储，以显示在显示设备40上。除了被用于成像之外，由多普勒处理器28产生的血流值以及由B模式处理器26产生的组织结构信息还被耦合至定量处理器34。定量处理器34产生不同血流条件的量度，诸如血流的流量，还产生诸如器官的尺寸和胎龄的结构性测量结果。定量处理器34可以接收来自用户控制面板38的输入，诸如图像的解剖学结构中的要进行测量的点。来自定量处理器34的输出数据被耦合至图形处理器36以用于在显示器40上复现测量图形和值连同所述图像，并且获得来自显示设备40的音频输出。图形处理器36还能够生成用于与超声图像一起显示的图形叠加。这些图形叠加能够包含标准识别信息，诸如患者姓名、图像的日期和时间、成像参数等。出于这些目的，所述图形处理器接收来自用户接口38的输入，诸如患者姓名。用户接口38还被耦合至发射控制器18以控制来自换能器阵列100的超声信号的生成，并且因而控制由换能器阵列100和超声系统产生的图像。控制器18的发射控制功能仅仅是所执行的功能中的一项功能。控制器18还考虑操作模式(由用户给出的)和对应的所需发射器配置以及接收器模数转换器中的带通配置。控制器18能够是具有若干固定状态的状态机。
用户接口38还被耦合至多平面重新格式化器44，以选择和控制多幅多平面重新格式化(MPR)图像的平面，所述平面可以被用于执行MPR图像的图像场中的定量量度。
一种处理器布置可以适于执行下文参考图2-6所描述的方法的任意部分。所述处理器布置例如可以被包括在先前所描述的处理器(诸如控制器18、定量处理器34和图形处理器36)中的一个或多个处理器中。备选地，所述处理器布置可以是额外模块。
在超声探头10与正在被扫描的患者身体之间需要有效的声学接触，以便创建高质量超声图像。通过对探头10与患者的皮肤施加耦合凝胶以及通过由超声医师通过将超声探头10用力按压到患者的皮肤上而保持良好的声学耦合来促进有效的声学接触。
应当指出，CT成像则不是这种情况，在CT成像中，辐射束穿过空气，并且容易地穿透身体而无需对仪器的物理接触。
现在将参考图2-6来描述本发明的方法。在本发明的实施例中，可以通过被包含在计算机程序产品(在计算机上运行的)中的计算机程序代码来实施所述方法。
图2示出了用于在EVAR之后进行患者监测的方法200的流程图。方法200开始于步骤210。
在步骤210中，提供支架的原位第一3D体积扫描。“原位”意指支架移植物已经被植入(其通常涉及经由插入到股动脉内的导管放置支架)到了患者体内处于动脉瘤部位处的所需位置中。所述第一3D体积扫描可以是在EVAR流程之后立即或短期内获得的基线扫描。在该实施例中，所述3D体积扫描可以是3D-CT体积扫描。备选地，所述第一3D体积扫描可以是已经从患者取得的后续扫描。其要么可以是另一3D-CT体积扫描，要么可以是3D-US体积扫描。
在执行本发明的方法时，该扫描将已经被采集，并且本发明依赖于已经存储的扫描。
在步骤220中，提供支架的原位第二3D体积扫描。所述第二扫描必须是在第一扫描之后获得的，从而能够确定动脉瘤的时间演变。所述第二3D体积扫描优选是通过3D-US获得的。可以在采集第二扫描的同时应用所述方法，但是也可以在对所述扫描的采集之后对其加以保存，并且以后再应用该方法。在优选实施例中，本发明包括采集支架的原位第二3D体积扫描的步骤。
所述第二扫描可以是由参考图1所描述的US方法获得的。
在步骤230中，在第一图像和第二图像中生成一个或多个基准标记。所述基准标记识别支架的可识别特征，诸如分叉支架中的分叉点。当然，所述基准标记需要是这两幅图像通用的。在图3中示出了范例。
图3示出了在AAA的EVAR处置中所使用的类型的分叉型支架300的表示。所述支架移植物是具有支架主体310和两个支架分支320、330的分叉支架移植物，其在两个分支的接头处定义了分叉点340，并且其中，一个基准标记(以X标记)是作为EVAR后AAA支架移植物的区别特征的分叉点340。所述位置被选择作为位于主体的远端部分内的对于支架分支而言的最近端。
所述支架移植物的形状对应于腹主动脉的解剖学结构，因为动脉瘤通常发生在主动脉分叉(即，腹主动脉分叉成左右髂总动脉的点)处或者靠近主动脉分叉处。结果是支架也发生分叉，从而产生了能够充当基准标记中的一个基准标记的区别特征。
为了检测分叉，控制器18被用于按照两种不同的标度(scale)来检测管状形状。较大标度被用于检测支架的主体，并且较小标度检测器被用于检测支架分支。然后，估算支架分支分叉位置(340，在图3中利用X标记的)。例如，支架分支和主体的管状形状是通过对来自3D扫描数据的2D横断切片进行解析并执行形状识别(诸如圆形检测)而找到的。
返回图2，在步骤240中，提取到了基于所述一个或多个基准标记的刚体3D变换映射。使用较小标度检测，能够针对第一扫描和第二扫描来估计支架分支的取向。如果分支取向不平行，那么后续配准是直接可行的，因为分支独特地定义了两个体积之间的刚体变换。然而，如果分支取向是平行的，那么在配准变换方面仍然存在与支架在这两个体积中的纵向位置有关的未知项。在这样的情况下，对配准的基于用户的评估是必需的。在其余平移的情况下，用户可以在这两个体积中进行点击，以提供基准位置，由此去除配准的不确定性。
刚体3D变换映射包括旋转、平移或者其组合。反射有时被包括在刚体3D变换的定义中，但是在这种情况下不需要。实质上，变换映射定义了在一幅图像扫描中的与在另一图像场景中的支架图像之间的映射，并且因而定义了那些图像的整体之间的映射。较小等级的变换被称为恰当的刚体变换。任何对象在恰当的刚体变换之后保持相同的形状和尺寸。配准的效果在于使被成像的体积对准。
图4是示出了在两个不同的标度上运行以提取动脉瘤囊410和分支420、430的圆形检测器的超声图像。
如上文所提及的，支架分支和主体例如是通过对来自3D扫描数据的2D横断切片进行解析并且执行形状识别(诸如圆形检测)而找到的。基准点被自动地识别以触发配准。
图5示出了主体510以及分支520、530的第一扫描和第二扫描的结果，以及在通过CT获得的基线(顶部)处针对支架的结果以及1年随访时间(底部)针对相同支架的结果。
图5还示出了血管球囊540的中心线。所述中心线能够被用作主轴取向。分支520、530中的点可以被用作另一基准标记。
再次返回到图2，在步骤250中，基于第一图像与第二图像之间的3D刚体变换对第一扫描和第二扫描应用配准。图像配准是将一幅或多幅图像变换到参考图像的坐标系中的已知过程。将参考图6简要讨论配准方法。
图6是本发明的配准方法600的流程图。
在步骤605中，根据对患者体内的支架的第一3D体积扫描获得了3D-CT、3D-MRI或3D-US。
在步骤610中，在3D-CT/MRI/US图像数据集中标记或识别了一个或多个基准标记，例如，所述支架移植物分叉点、所述中心线和所述分支上的位置。如上文所解释的，可以通过对2D图像切片的分析基于对支架的不同部分的识别来找到所述基准标记。优选地，使用两个或更多个基准标记，从而能够实现位置对准和取向对准。这些基准标记中的一个基准标记是分叉点。
在步骤615中，根据在操作605中生成的3D-CT/MRI/US图像生成的基准标记与相关联的成像数据一起保存。
在步骤620中，图像数据集被存储在存储器中。可以经由无线链路、经由网络(例如，内联网或因特网)、经由诸如DVD或闪速存储设备等的便携式数据存储介质来传递所述数据。在一些实施例中，可以将图像数据集从成像装置传递至网络服务器以及相关联的数据存储设备，并且然后从网络服务器传递至US装置。
在步骤625中，对感兴趣区域(在此为支架)执行对支架的第二3D体积扫描。该成像可以由图1的成像系统5来执行。
在步骤630中，由在操作625中生成的第二3D体积扫描来生成相同的基准标记。这可以是完全自动化的，但是还有向系统的用户提供反馈以及接收对基准位置的用户输入的选项(在图像质量没有好到足以对图像中的基准标记进行完全自动化的识别的情况下)。
在使第二3D体积扫描与在步骤605中从第一3D体积扫描获得的数据集配准时采用针对第二3D体积扫描的基准标记。在启用用户(临床医师)输入的情况下，临床医师可以采用用户接口(例如，鼠标、跟踪球、触摸屏、变亮模式等)以及由处理器(例如，处理器30)执行的软件算法来向扫描添加基准标记。
在步骤635中，借助于在操作615和630中生成的基准标记使得在步骤625中产生的第二3D体积扫描与在操作605-615中获得的所存储3D-CT/MRI/US图像数据集相配准(或融合)。通过采用基准标记，可以使图像配准限于数据集平移和旋转，这两者均为线性变换。例如，所需的线性配准流程基于检测支架移植物的对准的主方向以及分支取向的方向。以这种方式，可以通过使用适当的3D对准操作来使两个3D扫描重叠。
该配准也可以是完全自动化的，但还是有向系统的用户提供反馈以及接收(例如)支架取向的用户输入以辅助配准流程的选项。
这样的图像配准算法的实施例将处于本领域技术人员的能力范围内，在此将不再重复这样的算法的额外细节。
两种公知的变换模型是刚体变换和非刚体变换。刚体变换是线性变换，其包括平移变换和旋转变换。相反，非刚体变换还使图像局部翘曲，以使图像与参考图像对准。在本发明中所使用的配准是刚体配准，因为其适于像支架这样的不随时间推移而发生尺寸变化的刚体对象。
在这一点上可以任选地应用对所述配准的基于图像的细化。其涉及基于度量(例如，强度)而非基准标记的细化。可以在配准之后的对准是次最佳的但是与解接近的情况下应用该操作。能够使用小的图像引导调节来使配准中的差异最小化。
所述配准过程提供了在第一3D体积扫描与第二3D体积扫描之间的体积到体积对准。
还能够通过比较多对扫描(其要么是相继的，要么是不相继的)来观察疾病随时间的进展。所述配准步骤不排除基于相同的基准标记而包含一幅或多幅另外的图像，尽管优选每次只比较两幅。
返回图2，在步骤260中，从第一扫描和第二扫描导出动脉瘤中的相同位置处的尺寸值。查看相同位置是一种用于评估随着时间的任何尺寸变化的适当方式。动脉瘤中的相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的。这相对于对扫描的视觉检查有显著的改进，因为视觉检查不确保用户正在精确地查看相同位置。所述尺寸值可以是支架直径、面积或体积(单位通常将分别是cm、cm2或cm3)。通常对所述变化进行量化并且将其提供在显示器40上。
通过在步骤270中将来自第一扫描和第二扫描的尺寸值进行比较，能够评估第一扫描与第二扫描之间的动脉瘤的尺寸变化。能够使用尺寸变化对疾病进展做出临床评估。如果其指示囊生长，那么疑似内漏。如果体积下降，那么内漏的可能性下降，并且破裂风险非常低。
患者在他的/她的EVAR后的寿命期限将有很多次随访扫描。能够将本发明应用到任何两次扫描的比较中。相应地，在第一扫描与第二扫描之间的时间可以是从一个月到患者寿命期限的任何时间。然而，更通常而言，第一扫描和第二扫描是相继的扫描。相应地，在第一扫描与第二扫描之间的时间优选为6-24个月。相继的扫描之间的常用时间标度是一年。
在一个实施例中，第一扫描是基线扫描，其是在流程之后获得的第一扫描。亦即，其是在流程之后立即或短期内执行的。在实践中，这倾向于在EVAR后一个月内。第一扫描通常是3D计算机断层摄影扫描，尽管其可以是3D超声扫描。第二扫描优选是3D超声扫描，因为这能够在无需造影剂的情况下执行。
通过研究附图、本公开和所附权利要求，本领域技术人员能够在实践所要求保护的本发明的过程中理解并实施针对所公开实施例的其他变型。在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且不定冠词“一”或“一个”不排除复数。在互不相同的从属权利要求中陈述某些措施不表示不能有利地将这些措施结合使用。权利要求中的任何附图标记不应当被理解为对范围构成限制。

Claims (14)

1.一种在利用分叉支架移植物的动脉瘤腔内修复术之后的患者监测的方法(200)，所述分叉支架移植物具有支架主体和两个支架分支，在两个分支的接头处定义了分叉点，所述方法包括以下步骤：
(210)接收所述支架的原位先前生成的第一3D体积扫描；
(220)提供所述支架的原位第二3D体积扫描；
(230)在从所述第一扫描导出的第一图像中以及在从所述第二扫描导出的第二图像中生成一个或多个基准标记，其中，所述基准标记中的一个基准标记是所述分叉点；
(240)基于所述一个或多个基准标记来提取刚体3D变换映射；
(250)基于所述第一图像与所述第二图像之间的所述3D刚体变换对所述第一扫描和所述第二扫描应用配准；
(260)从所述第一扫描和所述第二扫描导出在所述动脉瘤中的相同位置处的尺寸值，其中，所述相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的；以及
(270)将来自所述第一扫描和所述第二扫描的所述尺寸值进行比较，以评估所述第一扫描与所述第二扫描之间的所述动脉瘤的尺寸变化。
2.根据权利要求1所述的方法，其中，所述动脉瘤是腹主动脉瘤。
3.根据权利要求1或2所述的方法，其中，所述第一扫描是3D计算机断层摄影扫描。
4.根据权利要求1至3中的任一项所述的方法，其中，所述第二扫描是3D超声扫描。
5.根据权利要求1至4中的任一项所述的方法，其中，所述第一扫描是在动脉瘤腔内修复术后的一个月之内获得的基线扫描。
6.根据权利要求1至5中的任一项所述的方法，其中，所述第一扫描与所述第二扫描之间的时间是从一个月到所述患者的寿命期限。
7.根据权利要求1至6中的任一项所述的方法，其中，所述第一扫描和所述第二扫描是相继的扫描。
8.根据权利要求1至7中的任一项所述的方法，其中，被应用于所述第一扫描和所述第二扫描的所述配准是用户引导的配准。
9.根据权利要求1至8中的一项所述的方法，其中，所述方法包括在所述配准之后应用对所述配准的基于图像的细化的另外的步骤。
10.根据权利要求1至9中的任一项所述的方法，其中，所述尺寸值是所述动脉瘤的直径、面积或体积。
11.根据权利要求1至10中的任一项所述的方法，还包括使用所述尺寸变化对疾病进展做出临床评估的步骤。
12.一种包括计算机程序代码的计算机程序，当所述程序在计算机上被运行时，所述计算机程序代码适于实施根据权利要求1至11中的任一项所述的方法。
13.一种用于在利用分叉支架移植物(300、400)的动脉瘤腔内修复术之后对支架进行成像的控制器(18)，所述分叉支架移植物具有支架主体和两个支架分支，在两个分支的接头处定义了分叉点，其中，所述控制器适于：
接收所述支架的原位先前生成的第一3D体积扫描；
提供所述支架的原位第二3D体积扫描；
在从所述第一扫描导出的第一图像中以及在从所述第二扫描导出的第二图像中生成一个或多个基准标记，其中，所述基准标记中的一个基准标记是所述分叉点；
基于所述一个或多个基准标记来提取刚体3D变换映射；
基于所述第一图像与所述第二图像之间的所述3D刚体变换对所述第一扫描和所述第二扫描应用配准；
从所述第一扫描和所述第二扫描导出在所述动脉瘤中的相同位置处的尺寸值，其中，所述相同位置是参照所述支架的经配准的第一图像和第二图像来确定的；并且
将来自所述第一扫描和所述第二扫描的所述尺寸值进行比较，以评估所述第一扫描与所述第二扫描之间的所述动脉瘤的尺寸变化。
14.一种包括换能器(110)、波束形成器(20)、显示设备(40)以及根据权利要求13所述的控制器(18)的成像系统(5)。
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