JP7044862B2 - Ｅｖａｒ後の患者を監視するためのイメージング方法、コントローラ、及びイメージングシステム - Google Patents

Description

本発明は、血管内動脈瘤修復（ＥＶＡＲ）後の患者を監視するためのイメージング方法及び装置に関する。本発明は更に、イメージング方法を実現するためのコンピュータプログラム及び関連するハードウェアも提供する。

動脈瘤は血管の局所的な拡張であり、動脈瘤の箇所における血管壁の隆起によって特徴付けられる。動脈瘤はどの血管にも現れうる。動脈瘤の自然な進展は、直径の増大である。更に、動脈瘤のサイズが大きくなると、破裂のリスクが高まる。破裂した動脈瘤は出血につながりうる。一般的な例は、腹部大動脈瘤（ＡＡＡ又は「トリプルＡ」）である。破裂したＡＡＡは通常、血液量減少性ショックを引き起こし、治療せずに放置すると死に至る。

動脈瘤の治療は、多くの場合、血管内動脈瘤修復（ＥＶＡＲ）によって行われる。ＥＶＡＲは血管内手術の一種であり、血管に直接作用することなく疾患を治療するために血管内に拡張可能なステントグラフトを配置することを伴う。ステントは、血管の内腔に挿入される金属又はプラスチックのチューブである。多種多様なステントが利用可能である。ＥＶＡＲは、多くの場合、開腹手術よりも好ましく、ＡＡＡを修復するための最も一般的な手法である。

修復の完全性を確保するために、ＥＶＡＲ後に患者の生涯にわたるサーベイランスが必要である。最も一般的な合併症はエンドリークである。エンドリークは、血管内修復後の動脈瘤嚢へのリークである。５種類のエンドリークが存在し、そのうちＩＩ型が最も一般的である。ＩＩ型エンドリークは、腰動脈及び下腸間膜動脈のような分枝から大動脈瘤内への逆流である。Ｉ型エンドリークはより重篤であり、ステントの近位端又は遠位端でステントが適切にシールしていないことに起因する。これは、動脈瘤がなお収縮期血圧に曝され、成長し続けることができることを意味する。Ｉ型は、典型的には、ステントを血管壁に対してシールするために、バルーンカテーテルによる再介入を必要とする。あまり一般的ではないが重篤な合併症にはＩＩＩ型及びＩＶ型エンドリークがあり、これにはステント自体の機械的破損が関与し、外科的介入につながりうる。

ＥＶＡＲ後の生涯にわたるサーベイランスは、患者にとっても医師にとっても同様に厄介である。今日の臨床診療において、ＥＶＡＲ後のフォローアップは、コンピュータトモグラフィ（ＣＴ）イメージングを用いて実施され、最も多くはヨード造影剤を利用する。サーベイランスは、かなりの資源を必要とし、不必要な介入の可能性、放射線への反復曝露、造影剤腎毒性のリスクによる有害性と関連しうる。

米国特許出願公開第2015/0196250号公報は、動脈瘤修復に関連するエンドリークを検出するための相互位置合わせシステムを開示している。システムは、血管のキャプチャされた機能パラメータと、管腔内及び管腔外モダリティによってキャプチャされたデータとの組み合わせに依存しうる。しかしながら、焦点は管腔内イメージングにあり、これは画像を取得するための侵襲的プロシージャに依存する。

米国特許第6,905,468号公報は、ＡＡＡ評価及び監視システムを開示している。このシステムは、プロセッサを使用して、コンバートされたスキャン情報から大動脈境界情報を決定し、計算ユニットを使用して、境界情報から大動脈径を計算する。上記のシステムは、連続したスキャンが比較されることができるように画像を記憶することを想定しているが、スキャンの比較方法の詳細、特に動脈瘤の経時的進展の評価方法については提供していない。

Jin Hyon Jo他の文献"Ultrasound fusion imaging with real-time navigation for the surveillance after endovascular aortic aneurysm repair" Annals of Surgical Treatment and Research, vol. 92, no. 6, 1 January 2017, pages 436 - 439は、ＣＴボリュームデータと超音波データとの相互位置合わせを開示しており、相互位置合わせのために左腎動脈の起点が使用されている。

従って、ＥＶＡＲ後の監視に対する便利で有害性の低いアプローチが依然として必要である。

本発明は請求項によって定められる。

本発明の第１の態様によれば、ステント本体及び２つのステント脚部を有し、該２つのステント脚部の接合部において分岐点を規定する分岐ステントグラフトを用いた血管内動脈瘤修復の後の患者監視方法であって、インシチュのステントの以前に生成された第１の３Ｄボリュームスキャンを受け取るステップと、インシチュのステントの第２の３Ｄボリュームスキャンを提供するステップと、第１のスキャンから導出された第１の画像及び第２のスキャンから導出された第２の画像内に１又は複数の基準マーカを生成するステップであって、基準マーカの１つが分岐点である、ステッププと、１又は複数の基準マーカに基づいて３Ｄ剛体変換マッピングを抽出するステップと、第１及び第２の画像の間の３Ｄ剛体変換に基づいて、第１及び第２のスキャンに位置合わせを適用するステップと、第１及び第２のスキャンから、動脈瘤の同じロケーションのサイズ値を導出するステップであって、同じロケーションは、ステントの位置合わせされた第１及び第２の画像を参照して決定される、ステップと、第１及び第２のスキャンの間の動脈瘤のサイズ変化を評価するために、第１及び第２のスキャンのサイズ値を比較するステップと、を有する方法が提供される。

従って、本発明は、それぞれ異なる時点に撮影された２つのスキャンを比較して動脈瘤の進展を評価することができるＥＶＡＲ後の監視方法を提供する。２つのスキャンは、２つの画像内のステントの同じ認識可能な特徴を識別し、認識可能な特徴に基づいて画像をアラインし、認識可能な特徴に基づいて位置合わせプロセスを適用することによって、比較される。ステントマッチングに基づいて位置合わせアプローチを適用することにより、オペレータは、時間的に異なる測定間の偏りを回避し、侵襲プロシージャを回避し、異なるイメージングモード（ＣＴ、ＭＲＩ、超音波（ＵＳ）など）に方法を適用することができる。第１の３Ｄボリュームスキャンは、ステントグラフトプロシージャのすぐ後に実行されることができ、動脈瘤のサイズ変化が解析されることができる第２の３Ｄボリュームスキャンとは異なる臨床医によって実行されることができる。

サイズ値は、サイズを示すパラメータである。サイズ値は、長さ、面積、又は体積の尺度でありうる。

この方法は、通常、腹部大動脈瘤（ＡＡＡ又は「トリプルＡ」）に適用される。ＥＶＡＲはＡＡＡの最も一般的な治療法である。

ＡＡＡのロケーションは、大動脈分岐点又はその近く（腹部大動脈が左右の総腸骨動脈に分岐する点）にも現れる。結果として、ステントも分岐され、ゆえに基準マーカとして機能する顕著な特徴を与える。従って、ステントは、ステント本体及び２つのステント脚部を有し、該２つのステント脚部の接合部において分岐点を規定する分岐ステントであり、基準マーカの１つが前記分岐点である。

第１及び第２のスキャンは、３Ｄコンピュータトモグラフィ（ＣＴ）スキャン、磁気共鳴画像（ＭＲＩ）スキャン、及び／又は３Ｄ超音波（ＵＳ）スキャンである。位置合わせプロシージャは、マルチモダリティを可能にする。一実施形態において、第１のスキャンは３Ｄ－ＣＴスキャンである。これは通常、ＥＶＡＲプロシージャの直後又はすぐ後（ＥＶＡＲ後１か月以内など）に取得されたベースラインスキャンである。別の実施形態において、第２のスキャンは３Ｄ超音波スキャンである。最初の２回のスキャンは、第１のスキャンが３Ｄ－ＣＴスキャンであり、第２のスキャンが３Ｄ超音波スキャンであることが好ましい。

本発明の方法は、任意の２つのスキャンに適用されることができる。それらは連続的（すなわち、最新の２つのスキャンの比較）又は非連続的（例えば、ステントグラフト手術後に行われる第１のスキャンと常に比較する）でありうるが、通常、第１及び第２のスキャンは連続したスキャンである。第１及び第２のスキャンの間の時間は、１か月乃至患者の生存期間である。「患者の生存期間」とは、ＥＶＡＲから死亡までの間の時間を意味する。

第１及び第２のスキャンに適用される位置合わせは、ユーザガイドされる位置合わせである。この方法は、位置合わせの後、位置合わせの画像ベースの洗練を適用する更なるステップを含むことができる。これらのプロシージャの両方を使用して、画像の準最適なアライメントを改善することができる。

サイズ値は、動脈瘤（すなわち残留ＳＡＣ）の直径、面積又は体積である。これらの値はいずれも定量化されることができ、疾患の進行の指標を示すことができる。更なる実施形態において、この方法は、サイズ変化を使用して疾患進行の臨床的評価を行うステップを更に含む。

別の態様において、本発明は、プログラムがコンピュータ上で実行されるとき、本発明の方法を実施するように適応されるコンピュータプログラムコードを有するコンピュータプログラムを提供する。

他の態様において、本発明は、ステント本体及び２つのステント脚部を有し、該２つのステント脚部の接合部において分岐点を規定する分岐ステントグラフトを用いた血管内動脈瘤修復の後にステントをイメージングするためのコントローラであって、インシチュのステントの以前に生成された第１の３Ｄボリュームスキャンを受け取るステップと、インシチュのステントの第２の３Ｄボリュームスキャンを取得するステプと、第１のスキャンから得られた第１の画像及び第２のスキャンから得られた第２の画像内に１又は複数の基準マーカを生成するステップであって、基準マーカの１つが前記分岐点である、ステップと、１又は複数の基準マーカに基づいて、３Ｄ剛体変換マッピングを抽出するステップと、第１及び第２の画像の間の３Ｄ剛体変換に基づいて、第１及び第２のスキャンに位置合わせを適用するステップと、第１及び第２のスキャンから、動脈瘤内の同じロケーションのサイズ値を導出するステップであって、前記同じロケーションは、ステントの位置合わせされた第１及び第２の画像を参照して決定される、ステップと、第１及び第２のスキャンからのサイズ値を比較して、第１及び第２のスキャンの間の動脈瘤のサイズ変化を評価するステップと、を実行するように適応されるコントローラを提供する。

更に別の態様において、本発明は、上述のコントローラ、トランスデューサ、ビームフォーマ、及びディスプレイ装置を有するイメージングシステムを提供する。

本発明の実施形態は、添付図面を参照して詳細に記述される。

例示的な超音波撮像システムの一般的な動作を示す図。 本発明による患者監視方法を示すフローチャート。 ＡＡＡのＥＶＡＲ治療において使用されるタイプの分岐ステントの図。 ステントの本体及び脚部を抽出するための２つの異なるスケールで実行される円形状検出器を示す超音波画像を示す図。 １年フォローアップ時の同じステントのベースラインスキャンの結果を示す図。 本発明の位置合わせ方法を示すフローチャート。

本発明は、ステントのサイズの経時的変化を示すための３Ｄイメージングを使用したＥＶＡＲ後の患者監視方法を提供する。

本発明は、ステントグラフトを用いた血管内動脈瘤修復（ＥＶＡＲ）の後の患者監視方法を提供する。本発明は、特に腹部大動脈瘤の修復に適用される。

インシチュのステントの第１の３Ｄボリュームスキャンが提供され、ステントのその後の第２の３Ｄボリュームスキャンも提供される。第１のスキャンから得られた第１画像及び第２スキャンから得られた第２画像内に、１又は複数の基準マーカが生成される。基準マーカは、ステントグラフト内の分岐点など、ステントの認識可能な特徴を識別する。１又は複数の基準マーカに基づいて３Ｄ剛体変換マッピングが抽出され、次いで、第１及び第２の画像間の３Ｄ剛体変換に基づいて、位置合わせが第１及び第２のスキャンに適用される。第１及び第２のスキャンから、動脈瘤内の同じロケーションにおけるサイズ値が導出される。同じロケーションは、ステントの位置合わせされた第１の画像及び第２の画像を参照して決定される。第１及び第２のスキャンのサイズ値の比較を使用して、第１及び第２のスキャンの間の動脈瘤のサイズ変化が評価される。このサイズ変化は、臨床医が疾患の進行を評価することを可能にする。

好適な実施形態において、少なくとも２つの基準マーカが生成され、より好適には、少なくとも３つ（例えば３－６）の基準マーカが生成される。最も一般的には、３つの基準マーカが生成される。

通常、ＥＶＡＲ後の患者は、インシチュのステントの３Ｄボリュームスキャンをすでに行っている。通常、このスキャンはプロシージャの直後又はすぐ後に実行される。３Ｄボリュームスキャンは通常、ＣＴイメージングによって実行される。ＥＶＡＲ後のＣＴイメージングは広く使用されており、確立された技術であるので、これ以上の説明は不要である。

プロシージャの直後又はすぐ直後に得られるスキャンは、ベースラインスキャンを形成し、プロシージャのすぐ後にステント及び動脈瘤の測定を提供する。プロシージャ後に得られるスキャンは、通常、ＥＶＡＲプロシージャから１か月以内（ＥＶＡＲ後）に取得される。

後続のスキャンは、超音波によって行うことが好ましく、なぜなら、この技法は、造影剤の注入を必要としないからである。ステントのサイズ変化に基づいて疾患の進行を監視するために、２つのスキャンが比較される。

本発明は、従来の超音波トランスデューサに依存している。当技術分野で知られているように、従来の超音波トランスデューサは、使用中、超音波ビームを送信及び受信する。患者の関心のある部位、例えば腹部大動脈の外側に配置される。

典型的な超音波イメージングシステムの一般的な動作が、図１を参照して最初に説明される。

システムは、超音波を送信しエコー情報を受信する容量性マイクロマシン超音波トランスデューサ（ＣＭＵＴ）アレイ１００を有するアレイトランスデューサプローブ１０を有する。トランスデューサアレイ１００は、代替として、ＰＺＴ又はＰＶＤＦのような材料で形成された圧電トランスデューサを有することができる。トランスデューサアレイ１００は、２Ｄ平面で、又は３Ｄイメージングのために３次元で、スキャンすることができるトランスデューサ１１０の２次元アレイである。別の例において、トランスデューサアレイ１００は１Ｄアレイであってもよいが、そのようなアプローチは、電磁（ＥＭ）又は光学追跡のような追加の空間位置追跡を必要とする。

トランスデューサアレイ１００は、ＣＭＵＴアレイセル又は圧電素子による信号の受信を制御するプローブ内のマイクロビームフォーマ１２に結合されている。マイクロビームフォーマは、米国特許第5,997,479号（Savord他）、米国特許第6,013,032号（Savord）、及び米国特許第6,623,432号（Powers）の公報に記載されているようにトランスデューサのサブアレイ（又は「グループ」又は「パッチ」）により受信される信号の少なくとも部分的なビームフォーミングを実行することができる。

マイクロビームフォーマは完全にオプションである。以下の例は、アナログビームフォーミングを想定していない。

マイクロビームフォーマ１２は、プローブケーブルによって送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６に結合され、送信／受信（Ｔ／Ｒ）スイッチ１６は、送信／受信を切り替え、マイクロビームフォーマが使用されずトランスデューサアレイ１００がメインシステムビームフォーマによって直接操作される場合に、メインビームフォーマ２０を高エネルギー送信信号から保護する。トランスデューサアレイ１００からの超音波ビームの送信は、Ｔ／Ｒスイッチ１６によってマイクロビームフォーマに及びメイン送信ビームフォーマ（図示しない）に結合されたトランスデューサコントローラ１８によって方向付けられ、メイン送信ビームフォーマは、ユーザインタフェース又は制御パネル３８のユーザ操作からの入力を受け取る。

トランスデューサコントローラ１８によって制御される機能の１つは、ビームがステアリングされ集束される方向である。ビームは、トランスデューサアレイ１００から真っ直ぐに（直交して）ステアリングされることができ、又はより広い視野のためにさまざまな異なる角度でステアリングされることができる。トランスデューサコントローラ１８は、ＣＭＵＴアレイ４２用のＤＣバイアス制御部４５を制御するために結合されることができる。ＤＣバイアス制御部４５は、ＣＭＵＴセル４２に印加されるＤＣバイアス電圧を設定する。

受信チャネルにおいて、部分ビームフォーミング信号が、マイクロビームフォーマ１２によって生成され、メイン受信ビームフォーマ２０に結合され、メイン受信ビームフォーマ２０において、トランスデューサの個々のパッチからの部分ビームフォーミング信号は、完全なビームフォーミング信号を生成するように結合される。例えば、メインビームフォーマ２０は１２８個のチャネルを有することができ、各チャネルは、数十又は数百のＣＭＵＴトランスデューサセル又は圧電素子のパッチから、部分的にビームフォーミングされた信号を受信する。このようにして、トランスデューサアレイ１００の何千ものトランスデューサによって受信された信号は、単一のビームフォーミングされた信号に効率的に寄与することができる。

ビームフォーミングされた受信信号は、信号プロセッサ２２に結合される。信号プロセッサ２２は、受信されたエコー信号を、帯域通過フィルタリング、デシメーション、Ｉ及びＱ成分分離、並びに組織及びマイクロバブルから戻された非線形（基本周波数の高調波）エコー信号の識別を可能にするように線形及び非線形信号を分離するように働く高調波信号分離のようなさまざまな方法で処理することができる。信号プロセッサは、スペックル低減、信号合成、ノイズ除去のような追加の信号強化も実行することができる。信号プロセッサの帯域通過フィルタはトラッキングフィルタでありえ、この場合、受信されるエコー信号の深度が深くなるほど、通過帯域は、高い周波数帯域から低い周波数帯域にスライドし、それにより、より深い深度からのより高い周波数のノイズを退けるが、これらの周波数には解剖学的情報がない。

送信用及び受信用のビームフォーマはそれぞれ異なるハードウェアに実装され、それぞれ異なる機能をもつことができる。当然ながら、受信ビームフォーマは、送信ビームフォーマの特性を考慮して設計される。図１では、簡潔さのために、受信ビームフォーマ１２、２０のみが示されている。完全なシステムには、送信マイクロビームフォーマ及びメイン送信ビームフォーマを備えた送信チェーンもある。

マイクロビームフォーマ１２の機能は、アナログ信号経路の数を減らすために信号の初期の合成を提供することである。これは通常、アナログドメインで実行される。

最終のビームフォーミングは、メインビームフォーマ２０で行われ、通常はデジタル化の後に行われる。

送受信チャネルは、固定周波数帯域を持つ同じトランスデューサアレイ１００を使用する。しかしながら、送信パルスが占有する帯域幅は、使用された送信ビームフォーミングに依存して変化しうる。受信チャンネルは、トランスデューサの帯域幅全体をキャプチャすることがすることができ（これは古典的なアプローチである）、又は、帯域通過処理を使用することにより、有用な情報を含む帯域幅（例えば主高調波の高調波）のみを抽出することができる。

処理された信号は、Ｂモード（すなわち、輝度モード、又は２Ｄイメージングモード）プロセッサ２６及びドップラプロセッサ２８に結合される。Ｂモードプロセッサ２６は、器官の組織、体内の血管、又は本発明の場合にはステントのような体内の構造の画像化のために、受信した超音波信号の振幅の検出を採用する。身体の構造のＢモード画像は、米国特許第6,283,919号公報（Roundhill他）及び米国特許第6,458,083号公報（Jago他）に記載されているように、高調波画像モード又は基本画像モードのいずれか、又は両方の組み合わせで形成されうる。ドップラプロセッサ２８は、画像フィールド内の血球の流れのような物質の動きを検出するために、組織の動きと血流から時間的に異なる個々の信号を処理する。ドップラプロセッサ２８は、典型的には、身体内の選択された種類の材料から戻ってくるエコーを通過させ及び／又は退けるように設定されうるパラメータを備えた壁フィルタを有する。

Ｂモード及びドップラプロセッサによって生成された構造及び動き信号は、スキャンコンバータ３２及びマルチプラナリフォーマッタ４４に結合される。スキャンコンバータ３２は、それらの空間的関係をもって受信されたエコー信号を、所望の画像フォーマットに配列する。例えば、スキャンコンバータは、エコー信号を２次元（２Ｄ）の扇形フォーマット、又はピラミッド形の３次元（３Ｄ）画像に配置することができる。スキャンコンバータは、ドップラー推定速度をもつ画像フィールド内のポイントの動きに対応する色を、Ｂモード構造画像にオーバレイして、画像フィールド内の組織と血流の動きを表すカラードップラ画像を生成することができる。マルチプラナリフォーマッタは、米国特許第6,443,896号公報（Detmer）に記載されているように、身体のボリュメトリック領域の共通面内の点から受信したエコーを、その面の超音波画像に変換する。ボリュームレンダラ４２は、米国特許第6,530,885号公報（Entrekin他）に記載されているように、３Ｄデータセットのエコー信号を、所与の基準点から見た投影３Ｄ画像に変換する。

２Ｄ又は３Ｄ画像は、ディスプレイ装置４０上に表示するための更なるエンハンスメント、バッファリング及び一時記憶のために、スキャンコンバータ３２、マルチプラナリフォーマッタ４４、及びボリュームレンダラ４２から画像プロセッサ３０に結合される。画像化に使用されることに加えて、ドップラプロセッサ２８により生成される血流値及びＢモードプロセッサ２６により生成される組織構造情報は、定量化プロセッサ３４に結合される。定量化プロセッサ３４は、血流のボリューム速度のような異なる流動状態の測定値、並びに器官のサイズ及び在胎齢のような構造的測定値を生成する。定量化プロセッサ３４は、測定が行われる画像の解剖学的構造内の点のような入力を、ユーザ制御パネル３８から受け取ることができる。定量化プロセッサ３４からの出力データは、ディスプレイ４０上に画像とともに測定グラフィックス及び測定値を再現し、ディスプレイ装置４０から音声を出力するために、グラフィックスプロセッサ３６に結合される。グラフィックスプロセッサ３６は更に、超音波画像とともに表示するためのグラフィックオーバレイを生成することができる。これらのグラフィックオーバレイは、患者名、画像の日付と時刻、撮像パラメータなどの標準的な識別情報を含むことができる。これらの目的のために、グラフィックプロセッサは、患者名などの入力を、ユーザインタフェース３８から受け取る。更に、ユーザインタフェース３８は、送信コントローラ１８に結合されて、トランスデューサアレイ１００からの超音波信号の生成を制御し、ゆえにトランスデューサアレイ１００及び超音波システム１０２によって生成される画像を制御する。コントローラ１８の送信制御機能は、実行される機能の１つにすぎない。更に、コントローラ１８は、（ユーザによって与えられる）動作モード及び対応する必要な送信器構成並びに受信器アナログ／デジタル変換器１４における帯域通過構成を考慮する。コントローラ１８は、固定状態をもつ状態マシンでありうる。

ユーザインタフェース３８は更に、マルチプラナリフォーマット（ＭＰＲ）画像の画像フィールドにおいて定量化された測定を実行するために使用されることができる複数のＭＰＲ画像の平面の選択及び制御を行うマルチプラナリフォーマッタ４４に結合される。

プロセッサ装置は、図２－図６を参照して以下に説明する方法の任意の部分を実行するように適応されることができる。プロセッサ装置は、例えば、コントローラ１８、定量化プロセッサ３４及びグラフィックプロセッサ３６のような前述のプロセッサの１又は複数に含められることができる。代替として、プロセッサ装置は追加のモジュールでありうる。

高品質の超音波画像を作成するには、超音波プローブ１０とスキャン中の患者の身体との間に効果的な音響接触が必要である。効果的な音響接触は、プローブ１０と患者の皮膚に結合ゲルを塗布することにより、及び超音波検査技師超音波プローブ１０を患者の皮膚に強く押し付けることによりが良好な音響結合を維持することによって促進される。

これは、放射線ビームが空気を通過し、器具の物理的接触なしに容易に身体を透過するＣＴイメージングの場合ではないことに留意されたい。

本発明の方法は、図２－図６を参照して説明される。本発明の一実施形態において、この方法は、コンピュータ上で実行されるコンピュータプログラム製品に含まれるコンピュータプログラムコードによって実現されることができる。

図２は、ＥＶＡＲの後の患者監視のための方法２００のフローチャートを示す。方法２００はステップ２１０で始まる。

ステップ２１０において、インシチュのステントの第１の３Ｄボリュームスキャンが提供される。「インシチュ（in situ）」とは、ステントグラフトが動脈瘤の部位において患者身体内の必要な位置に移植されていること（通常、大腿動脈に挿入されたカテーテルを介してステントを留置することを伴う）を意味する。第１の３Ｄボリュームスキャンは、ＥＶＡＲプロシージャの直後又はすぐ後に取得されたベースラインスキャンである。この実施形態において、３Ｄボリュームスキャンは、３Ｄ－ＣＴボリュームスキャンである可能性が高い。代替として、第１の３Ｄボリュームスキャンは、患者から取得された後続のスキャンでありうる。これは、別の３Ｄ－ＣＴボリュームスキャンであり、又は３Ｄ超音波ボリュームスキャンでありうる。

本発明の方法が実行される時点において、このスキャンはすでに取得されており、本発明は、保存されているスキャンに依存する。

ステップ２２０において、インシチュのステントの第２の３Ｄボリュームスキャンが提供される。動脈瘤の経時的進展が決定されることできるように、第１のスキャンの後に第２のスキャンが取得されなければならない。第２の３Ｄボリュームスキャンは、３Ｄ超音波によって取得されることが好ましい。方法は、第２のスキャンが取得されると同時に適用されることができるが、スキャン取得後に保存され、方法がのちに適用されることもできる。好適な実施形態において、本発明は、インシチュのステントの第２の３Ｄボリュームスキャンを取得するステップを含む。

第２のスキャンは、図１を参照して説明された超音波の方法により取得されることができる。

ステップ２３０において、１又は複数の基準マーカが、第１及び第２の画像において生成される。基準マーカは、分岐ステントの分岐点のような、ステントの認識可能な特徴を識別する。当然ながら、基準マーカは両方の画像に共通である必要がある。図３に例を示す。

図３は、ＡＡＡのＥＶＡＲ治療で使用されるタイプの分岐ステント３００の図を示している。ステントグラフトは、ステント本体３１０と、２つのステント脚部３２０、３３０とを有して、２つのステント脚部の接合部において分岐点３４０を規定する分岐ステントグラフトであり、１つの基準マーカ（Ｘとマークされている）は、ＥＶＡＲ後のＡＡＡステントグラフトの顕著な特徴である。位置は、本体の遠位部内に位置するステント脚部の最も近位に選択される。

動脈瘤は、大動脈分岐点（すなわち、腹部大動脈が左右の総腸骨動脈に分岐する点）又はその近くに生じるので、ステントグラフトの形状は腹部大動脈の解剖学的構造に対応する。結果として、ステントもまた分岐されており、ゆえに基準マーカの１つとして機能できる顕著な特徴を与える。

分岐を検出するために、コントローラ１８を使用して２つの異なるスケールの管状形状が検出される。ステントの本体を検出するために大きなスケールが使用され、ステント脚部を検出するために小さなスケールの検出器が使用される。次に、ステント脚部の分岐位置（３４０、図３においてＸとマークされている）が推定される。ステント脚部及び本体の管状形状は、例えば、３Ｄスキャンデータから２Ｄ横断スライスを解析し、円検出のような形状認識を実行することにより、検出される。

図２に戻って、ステップ２４０において、１又は複数の基準マーカに基づく３Ｄ剛体変換マッピングが抽出される。より小さなスケールの検出を使用することにより、第１及び第２のスキャンについてステント脚部の向きが推定されることができる。ステント脚部の向きが平行でない場合、ステント脚部は２つのボリューム間の剛体変換を一意に定めるので、その後の位置合わせが直接実行可能である。しかしながら、ステント脚部の向きが平行である場合、両方のボリューム内のステントの縦方向の位置に関連して、位置合わせ変換に不明なものが残る。そのような場合、位置合わせのユーザベースの評価が必要である。並進が残っている場合、ユーザは両方のボリューム内でクリックして基準位置を提供し、位置合わせの不確実性を取り除くことができる。

３Ｄ剛体変換マッピングは、回転、並進、又はそれらの組み合わせを含む。鏡映が更に３Ｄ剛体変換の定義に含められるが、この状況では必要ない。基本的に、変換マッピングは、一方の画像スキャンと他方の画像シーンの間のステント画像のマッピングを規定し、ゆえに、これらの画像間のマッピングを全体として規定する。変換のより小さなクラスは、適切な剛体変換として知られている。適切な剛体変換の後、どの物体も同じ形状とサイズを維持する。位置合わせの効果は、撮像されたボリューム同士をアラインすることである。

図４は、動脈瘤嚢４１０及びステント脚部４２０、４３０を抽出するために、２つの異なるスケールで実行される円形形状検出器を示す超音波画像４００である。

上記のように、ステント脚部及び本体は、例えば、３Ｄスキャンデータからの２Ｄ横断スライスを解析し、円検出などの形状認識を実行することにより、検出される。基準点は、位置合わせをトリガするために自動的に識別される。

図５は、本体５１０とステント脚部５２０、５３０の第１及び第２のスキャンの結果と、ＣＴで得られたベースラインのステント（上）と１年のフォローアップのステント（下）の結果を示している。

図５は、血管バルーン５４０の中心線も示している。中心線は、主軸の方向として使用することができる。ステント脚部５２０、５３０内の点は、別の基準マーカとして使用されてもよい。

再び図２に戻ると、ステップ２５０において、第１画像及び第２画像間の３Ｄ剛体変換に基づいて、位置合わせが第１スキャン及び第２スキャンに適用される。画像の位置合わせは、１又は複数の画像を基準画像の座標系に変換する既知のプロセスである。位置合わせ方法について、図６を参照して簡単に説明する。

図６は、本発明の位置合わせ方法６００のフローチャートである。

ステップ６０５において、患者のステントの第１の３Ｄボリュームスキャンから３Ｄ－ＣＴ、３Ｄ－ＭＲＩ又は３Ｄ－超音波データセットが取得される。

ステップ６１０において、１又は複数の基準マーカ、例えばステントグラフト分岐点、中心線、及びステント脚部の位置が、３Ｄ－ＣＴ／ＭＲＩ／超音波画像データセット内にマークされ又は識別される。上記で説明したように、かかる位置は、２Ｄ画像スライスの解析によるステントの個々の異なる部分の識別に基づいて見つけられことができる。好適には、２又は３以上の基準マーカが使用され、その結果、位置アライメント及び方向アライメントが可能になる。これらの基準マーカの１つは分岐点である。

ステップ６１５において、処理６０５において生成された３Ｄ－ＣＴ／ＭＲＩ／超音波画像から生成された基準マーカが、関連する撮像データとともに保存される。

ステップ６２０において、画像データセットがメモリに記憶される。データは、ワイヤレスリンク、ネットワーク（イントラネット又はインターネット）、ＤＶＤやフラッシュメモリデバイスなどのポータブルデータストレージメディアを介して転送されることができる。いくつかの実施形態において、画像データセットは、撮像装置からネットワークサーバ及び関連するデータ記憶装置に転送され、その後、ネットワークサーバから超音波装置に転送されることができる。

ステップ６２５において、ステントの第２の３Ｄボリュームスキャンが、関心領域（ここではステント）において実行される。イメージングは、図１のイメージングシステム５によって実行されることができる。

ステップ６３０において、処理６２５において生成された第２の３Ｄボリュームスキャンから同じ基準マーカが生成される。これは完全に自動化されることもできるが、システムのユーザにフィードバックを提供し、基準位置のユーザ入力を受け取るオプションもある（画像内の基準マーカの完全自動識別のために画像品質が十分でない場合）。

第２の３Ｄボリュームスキャンの基準マーカは、第２の３Ｄボリュームスキャンを、ステップ６０５において第１の３Ｄボリュームスキャンから取得されたデータセットと位置合わせする際に使用される。ユーザ（臨床医）入力がイネーブルされている場合、臨床医は、ユーザインタフェース（マウス、トラックボール、タッチスクリーン、ライトなど）とプロセッサ（プロセッサ３０など）によって実行されるソフトウェアアルゴリズムを使用して、スキャンに基準マーカを追加することができる。

ステップ６３５において、ステップ６２５で生成された第２の３Ｄボリュームスキャンは、処理６１５及び６３０で生成された基準マーカによって、処理６０５－６１５で取得され記憶された３Ｄ－ＣＴ／ＭＲＩ／超音波画像データセットと位置合わせされる（又は融合される）。基準マーカを使用することにより、画像位置合わせは、データセットの並進及び回転（両方とも線形変換）に制限される。例えば、必要な線形位置合わせプロシージャは、ステントグラフトのアライメントの主方向の検出及びステント脚部の向きの検出に基づいている。このようにして、適切な３Ｄアライメント処理を使用することにより、２つの３Ｄスキャンをオーバラップさせることができる。

この位置合わせは完全に自動化することもすることができるが、システムのユーザにフィードバックを提供し、位置合わせプロシージャを支援するためにステントの向きなどのユーザ入力を受け取るオプションもある。

そのような画像位置合わせアルゴリズムの実現は、当業者の能力の範囲内にあり、そのようなアルゴリズムの更なる詳細はここでは繰り返さない。

２つのよく知られた変換モデルは、剛体変換及び非剛体変換である。剛体変換とは、並進及び回転変換を含む線形変換である。対照的に、非剛体変換は、画像を局所的にワープして、画像を基準画像にアラインさせる。本発明で使用される位置合わせは、ステントのようにサイズが経時的に変化しない剛性物体に適しているので、剛体位置合わせである。

この時点で、位置合わせの画像ベースの洗練が任意に適用されることができる。これは、強度のような、基準マーカ以外のメトリックに基づく洗練を含む。これは、位置合わせ後のアライメントが準最適であるが解決策に近い場合に適用されることができる。位置合わせの違いは、小さな画像ガイドされる調整を使用して最小限にされることができる。

位置合わせプロセスは、第１の３Ｄボリュームスキャンと第２の３Ｄボリュームスキャンとの間のボリューム同士のアライメントを提供する。

疾患の進行は、連続したスキャン又は非連続のスキャンでありうる複数のスキャン対を比較することによって、経時的に観察されることができる。位置合わせステップは、同じ基準マーカに基づいて含められている１又は複数の更なる画像を除外しないが、一度に２つのスキャンだけを比較することが好ましい。

図２に戻ると、ステップ２６０において、サイズ値は、第１及び第２のスキャンから動脈瘤の同じロケーションで導出される。同じロケーションを見ることは、サイズの経時的変化を評価する適切な方法である。動脈瘤の同じロケーションは、ステントの位置合わせされた第１及び第２の画像を参照して決定される。目視検査ではユーザが正確に同じロケーションを見ていることを保証できないので、これはスキャンの目視検査と比べて大幅な改善である。サイズ値は、ステント直径、面積又は体積（単位は一般にそれぞれｃｍ、ｃｍ^２又はｃｍ^３）。サイズ変化は、典型的には定量化され、ディスプレイ４０に表示される。

ステップ２７０において第１及び第２のスキャンのサイズ値を比較することにより、第１及び第２のスキャンの間の動脈瘤のサイズ変化を評価することが可能である。サイズ変化は、疾患の進行の臨床評価を行うために使用されることができる。サイズ変化が嚢の成長を示す場合、エンドリークが疑われる。体積が減少する場合、エンドリークの可能性は低くなり、破裂のリスクは非常に低くなる。

患者は、ＥＶＡＲ後の生存期間中、多数の追跡スキャンを受ける。本発明は、任意の２つのスキャンの比較に適用されることができる。従って、第１のスキャンと第２のスキャンとの間の時間は、１ヶ月から患者の生存期間までの任意の時間でありうる。しかしながら、通常、第１と第２のスキャンは連続するスキャンである。従って、第１のスキャンと第２のスキャンの間の時間は、好適には６－２４ヶ月である。連続するスキャンの間の一般的な時間尺度は約１年である。

一実施形態において、第１のスキャンは、ベースラインスキャンであり、これはプロシージャ後、すなわちプロシージャの直後又はすぐ後に得られる最初のスキャンである。実際、これはＥＶＡＲ後１ヶ月以内である傾向がある。第１のスキャンは通常、３Ｄコンピュータトモグラフィスキャンであるが、３Ｄ超音波スキャンであってもよい。第２のスキャンは、造影剤なしで実行されることができるので、好適には３Ｄ超音波スキャンである。

開示された実施形態に対する他の変形は、図面、開示、及び添付の特許請求の範囲の検討から、請求項に記載の本発明を実施する際に当業者によって理解され達成されることができる。請求項において、「含む、有する（comprising）」という語は他の構成要素又はステップを除外せず、不定冠詞「a」又は「an」は複数性を除外しない。特定の手段が相互に異なる従属請求項に記載されているという単なる事実は、これらの手段の組み合わせが有利に使用されることができないことを示さない。請求項中の参照符号は、請求項の範囲を限定するものとして解釈されるべきではない。

Claims (14)

1. ステントの本体及び２つのステント脚部を有し、該２つのステント脚部の接合部に分岐点を規定する分岐ステントグラフトを使用した血管内動脈瘤修復の後、患者監視を実施する方法であって、
   インシチュの前記ステントの以前に生成された第１の３Ｄボリュームスキャンを受け取るステップと、
   インシチュの前記ステントの第２の３Ｄボリュームスキャンを提供するステップと、
   前記第１のスキャンから導出された第１の画像及び第２のスキャンから導出された第２の画像内に１又は複数の基準マーカを生成するステップであって、前記基準マーカの１つが前記分岐点である、ステップと、
   前記１又は複数の基準マーカに基づいて３Ｄ剛体変換マッピングを抽出するステップと、
   前記第１及び第２の画像間の３Ｄ剛体変換に基づいて、前記第１及び前記第２のスキャンに位置合わせを適用するステップと、
   前記第１及び前記第２のスキャンから、動脈瘤の同じロケーションにおけるサイズ値を導出するステップであって、前記同じロケーションは、前記ステントの位置合わせされた前記第１及び前記第２の画像を参照して決定される、ステップと、
   前記第１及び第２のスキャンからの前記サイズ値を比較して、前記第１及び前記第２のスキャンの間の動脈瘤のサイズ変化を評価するステップと、
   を有する方法。
2. 前記動脈瘤が腹部大動脈瘤である、請求項１に記載の方法。
3. 前記第１のスキャンが、３Ｄコンピュータトモグラフィスキャンである、請求項１又は２に記載の方法。
4. 前記第２のスキャンが、３Ｄ超音波スキャンである、請求項１乃至３のいずれか１項に記載の方法。
5. 前記第１のスキャンが、血管内動脈瘤修復後１ヶ月以内に得られたベースラインスキャンである、請求項１乃至４のいずれか１項に記載の方法。
6. 前記第１のスキャンと前記第２のスキャンとの間の時間が、１ヶ月から前記患者の生存期間までである、請求項１乃至５のいずれか１項に記載の方法。
7. 前記第１及び前記第２のスキャンが連続したスキャンである、請求項１乃至６のいずれか１項に記載の方法。
8. 前記第１及び前記第２のスキャンに適用される前記位置合わせは、ユーザガイドされる位置合わせである、請求項１乃至７のいずれか１項に記載の方法。
9. 前記位置合わせののち、前記位置合わせの画像ベースの洗練を適用するステップを更に有する、請求項１乃至８のいずれか１項に記載の方法。
10. 前記サイズ値が、動脈瘤の直径、面積、又は体積である、請求項１乃至９のいずれか１項に記載の方法。
11. 前記サイズ変化を使用して疾患進行の指標を示すステップを更に有する、請求項１乃至１０のいずれか１項に記載の方法。
    
    
12. コンピュータプログラムがコンピュータ上で実行されるとき、請求項１乃至１１のいずれか１項に記載の方法を実行するように適応されるコンピュータプログラムコードを有するコンピュータプログラム。
13. ステント本体及び２つのステント脚部を有し、該２つのステント脚部の接合部において分岐点を規定する分岐ステントグラフトを使用した血管内動脈瘤修復の後、ステントをイメージングするためのコントローラであって、
    インシチュの前記ステントの以前に生成された第１の３Ｄボリュームスキャンを受け取るステップと、
    前記ステントの第２の３Ｄボリュームスキャンを取得するステップと、
    前記第１のスキャンから得られた第１の画像及び前記第２のスキャンから得られた第２の画像内に１又は複数の基準マーカを生成するステップであって、前記基準マーカの１つが前記分岐点である、ステップと、
    前記１又は複数の基準マーカに基づいて、３Ｄ剛体変換マッピングを抽出するステップと、
    前記第１及び前記第２の画像の間の３Ｄ剛体変換に基づいて、前記第１及び前記第２のスキャンに位置合わせを適用するステップと、
    前記第１及び前記第２のスキャンから、動脈瘤の同じロケーションにおけるサイズ値を導出するステップであって、前記同じロケーションは、前記ステントの位置合わせされた前記第１及び前記第２の画像を参照して決定される、ステップと、
    前記第１及び前記第２のスキャンのサイズ値を比較して、前記第１及び前記第２のスキャンの間の動脈瘤のサイズ変化を評価するステップと、
    を実行するように構成されるコントローラ。
14. 請求項１３に記載のコントローラと、トランスデューサと、ビームフォーマと、ディスプレイ装置と、を有する、イメージングシステム。

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