关于图像引导的应用采用谱（多能量）图像数据的制作方法

下文总体涉及关于图像引导的应用(例如，消融、机器人、辐射治疗、单光子发射计算机断层摄影(spect)、正电子发射计算机断层摄影(pet))采用谱(多能量)图像数据，并且在本文中结合对被配置为生成谱(多能量)体积图像数据和/或图像的计算机断层摄影(ct)扫描器的具体应用加以描述。

背景技术：

非谱计算机断层摄影(ct)扫描器通常包括多色x射线管，所述多色x射线管被安装在与一排或多排非能量分辨探测器相对的可旋转机架上。所述x射线管围绕位于x射线管与一排或多排探测器之间的检查区域旋转，并且发射贯穿所述检查区域以及被设置在所述检查区域中的对象和/或目标的多色辐射。所述一排或多排探测器探测贯穿检查区域的辐射并且生成指示检查区域以及被设置在其中的对象和/或目标的信号(投影数据)。所述投影数据与在能量谱上积分的能量通量成比例。

借助于能够被用于生成一幅或多幅图像的计算机来重建投影数据以生成体积图像数据。所述体积图像数据是在多色x射线束的谱内的对象和/或目标的线性衰减系数的加权平均值。所得到的(一幅或多幅)图像包括以对应于辐射强度的灰度值来表示的像素。这样的信息反映了被扫描的对象和/或目标的衰减特性，并且通常示出结构，诸如患者体内的解剖结构、无生命目标内的物理结构等。这些图像取决于x射线源以及光子探测器的属性。

体积图像数据已经被用于诊断、图像引导的手术、图像引导的消融、图像引导的辐射处置规划、pet/ct和spect/ct中基于ct的衰减校正和/或其他应用。然而，体积图像数据并非对于所有应用都是最佳的。例如，体积图像数据会具有较低的肿瘤与软组织对比度，并且因此，对于探测/识别和描绘肿瘤以用于诊断和图像引导的应用的用途是受限的，并且会导致规划的次优以及大的操作员间差异。亨氏单位(hu)的定量值仅仅适用于近似有效能量(例如，有效kvp)的值。

此外，当存在高z材料时，根据体积图像数据导出的电子密度信息会具有大的误差。这样，使用基于根据这样的体积图像数据导出的电子密度信息的体积图像数据的剂量模拟、规划和/或计算会受到损害。此外，存在这样的医学成像和/或处置应用：针对所述医学成像和/或处置应用，应用的准确性和性能依赖于材料的原子数的信息。例如，轫致辐射的辐射生成与被高能电子辐照的材料的原子数的平方成比例。这样，在使用钇-90spect辐射治疗诊断学(theranostic)成像时，所述体积图像数据会使骨骼的图像大大偏移。

技术实现要素：

在本文中所描述的各方面解决了上述问题以及其他问题。

在一个方面中，一种系统，包括：具有存储器的设备，所述存储器具有由谱配置的计算机断层摄影扫描器生成的谱体积图像数据，所述谱配置的计算机断层摄影扫描器包括辐射源和辐射探测器；以及图像引导的系统，所述图像引导的系统被配置为将所述谱体积图像数据用于图像引导的流程。

在另一方面中，一种利用计算机可执行指令进行编码的计算机可读介质，所述计算机可执行指令当由计算机的处理器运行时使处理器：获得由谱配置的计算机断层摄影扫描器生成的谱体积图像数据，所述谱配置的计算机断层摄影扫描器包括辐射源和辐射探测器；并且将所述谱体积图像数据用于图像引导的流程。

在另一方面中，一种方法，包括：接收由谱配置的计算机断层摄影扫描器生成的谱体积图像数据，所述谱配置的计算机断层摄影扫描器包括辐射源和辐射探测器；并且将所述谱体积图像数据用于图像引导的流程。

附图说明

本发明可以采取各种部件和部件布置以及各种步骤和步骤安排的形式。附图仅仅是出于图示说明优选实施例的目的，而不应当被解读为限制本发明。

图1示意性图示了被配置用于谱成像的示例ct成像系统。

图2示意性图示了示例消融系统。

图3a描绘了示出肿瘤和周围组织的非谱图像。

图3b描绘了从谱投影数据重建的虚拟单色图像，并且示出了与在图3a中所示的相同的肿瘤和周围组织。

图4示意性图示了示例辐射治疗系统。

图5示意性图示了示例spect成像系统。

图6描绘了骨盆骨的参考图像。

图7描绘了使用针对整个骨盆区域估计的z值的用于对轫致辐射进行建模的骨盆骨的图像。

图8描绘了使用针对骨盆区域的不同材料的测量的z值的用于对轫致辐射进行建模的骨盆骨的图像。

图9图示了根据本文中的实施例的示例方法。

具体实施方式

图1示意性图示了系统1，其包括成像系统10、数据仓库12以及至少一个图像引导的系统14。

所图示的成像系统10包括被配置用于谱成像的计算机断层摄影(ct)扫描器。成像系统100包括大致固定的机架102和旋转机架104。旋转机架104由固定机架102可旋转地支撑，并且关于纵轴或z轴108围绕检查区域106旋转。诸如卧榻的对象支撑体110在检查区域中支撑目标或对象。对象支撑体110能与执行成像流程协调地移动，从而相对于检查区域106来引导目标或对象，以用于装载、扫描和/或卸载所述目标或对象。

诸如x射线管的辐射源112由旋转机架104可旋转地支撑。辐射源112与旋转机架104一起旋转，并且发射贯穿检查区域106的x射线辐射。在所图示的实施例中，辐射源112是单个x射线管，所述单个x射线管被配置为发射针对感兴趣的单个选定的峰值发射电压(kvp)(即，在该kvp处的能量谱)的宽带(多色)辐射。在另一实例中，辐射源112被配置为在扫描期间在至少两个不同的发射电压(例如，70kev、100kev等)之间切换。在又一实例中，辐射源112包括在旋转机架104上的角度偏移的两个或更多个x射线管，其中的每个x射线管被配置为发射具有不同平均能量谱的辐射。us8442184b2描述了一种具有kvp切换和多个x射线管的系统，并且其全部内容通过引用并入本文。

辐射谱敏感探测器阵列114跨检查区域106相对辐射源112呈角度弧。探测器阵列114包括沿着z轴108方向相对于彼此布置的一排或多排探测器，并且探测贯穿检查区域106的辐射。在所图示的实施例中，探测器阵列214包括能量分辨探测器，诸如多层闪烁体/光传感器探测器(例如，us7968853b2，其全部内容通过引用并入本文)和/或光子计数(直接转换)探测器(例如，wo2009072056a2，其全部内容通过引用并入本文)。对于能量分辨探测器，辐射源112包括宽带、kvp切换和/或多x射线管辐射源112。在另一实例中，探测器阵列114包括非能量分辨探测器，并且辐射源112包括kvp切换和/或多x射线管辐射源112。探测器阵列114生成指示不同能量的谱投影数据(线积分)。

重建器116利用多种不同的重建算法来重建谱投影数据，所述多种不同的重建算法包括(一种或多种)谱重建算法和(一种或多种)非谱重建算法。所述(一种或多种)非谱重建算法例如通过组合谱投影数据并且重建经组合的体积图像数据来产生常规的宽带(非谱)体积图像数据。所述(一种或多种)谱重建算法产生基础体积图像数据，例如，第一基础体积图像数据、第二基础体积图像数据……、第n基础体积图像数据。例如，对于双能量，重建器116能够生成光电效应和康普顿散射体积图像数据集、单能量/单色体积图像数据集(例如，40kev和100kev)、钙和碘体积图像数据集、骨骼和软组织体积图像数据集等。其他数据集包括有效z(原子数)、k边缘等谱体积图像数据集。

操作员控制台118允许操作员控制系统10的操作。这包括选择成像采集协议(例如，多能量)、选择重建算法(例如，多能量)、调用扫描等。操作员控制台118包括诸如显示监视器，胶片机等的(一个或多个)输出设备以及诸如鼠标、键盘等的(一个或多个)输入设备。所述投影数据和/或体积图像数据能够被存储在成像系统10的存储设备中，诸如被存储在控制台118的存储设备和/或重建器116的存储设备中。在所图示的实施例中，数据仓库12还能够存储投影数据和/或体积图像数据。数据仓库12还能够存储由其他系统(诸如其他成像系统)生成的数据。合适的数据存储库12的示例包括但不限于：放射信息系统(ris)、图片和归档系统(pacs)、医院信息系统(his)等)、电子病历(emr)等。

至少一个图像引导的系统14包括以下中的一种或多种：消融系统120、机器人系统122、辐射治疗系统(rts)124、单光子发射计算机断层摄影(spect)成像系统126以及正电子发射计算机断层摄影(pet)成像系统128等。如下文更详细描述的，至少一个图像引导的系统14例如经由诸如有线和/或无线网络、直接连接等的通信信道130利用来自成像系统10和/或数据仓库12的谱体积图像数据，以相对于其中至少一个图像引导的系统14利用针对诸如肿瘤消融、图像引导的机器人流程、辐射治疗、spect扫描、pet扫描等的特征的非谱体积图像的配置来改善这些相同的特征。

图2示出了消融系统120的示例。在该示例中，消融系统120包括射频(rf)消融系统。合适的消融系统的示例在2009年7月15日提交的并且题为“rfablationplanner”的us2010/0063496a1(其全部内容通过引用并入本文)中、在2010年2月22日提交的并且题为“advancedablationplanning”的us8267927b2(其全部内容通过引用并入本文)中有所描述，和/或(一种或多种)其他消融系统。为了说明的目的，以下讨论是关于与在us2010/0063496a1中所描述的消融系统相似的消融系统。

rf消融系统120被配置为促进生成用于执行一种或多种消融协议以处置患者体内的肿瘤块或病变的计划。示例计划包括定量信息，诸如针对每次消融的目标位置和取向。其还可以识别通向(一个或多个)靶的在身体的外部上的一个进入点或多个进入点。所述消融计划可以确保覆盖肿瘤的所有区域，并且报告使用特定探头进行完全消融所需的消融次数。能够使用机器人和/或通过使用配准的图像引导，诸如通过对消融探头进行定量跟踪，来执行所述计划。

所图示的rf消融系统120包括被可操作地连接到优化器204和成像系统126的消融部件202。在一个实施例中，消融部件202至少包括电源、射频发生器、可操作地耦合至其的探头和/或(一个或多个)其他合适的元件，以促进将探头插入到肿瘤块中并且将所述肿瘤块加热达到足以杀死在相对于探头顶端的区域内的肿瘤细胞的温度(例如，～50摄氏度)。消融部件202备选地或另外地包括高强度聚焦超声部件(hifu)，其通过使用超声的机械振动和/或加热特性来消融特定区域中的组织。

优化器204包括处理器212，处理器212使用算法自动地和/或利用用户输入半自动地对诸如肿瘤、病变、器官、关键区域等的对象进行分割。对于肿瘤/软组织的辨别，处理器212使用较低能量谱的体积图像数据进行分割。例如，在一个实例中，处理器212处理40kev的虚拟单能量图像。图3a示出了针对利用非谱体积图像数据生成的图像的肿瘤组织302与周围组织304之间的对比度，并且图3b示出了针对利用40kev的虚拟单能量图像生成的图像的相同肿瘤组织302与相同周围组织304之间的对比度。这些图像在图3b中示出了更高的对比度分辨率。特定能量水平能够更低或更高，并且基于默认值、用户偏好、优化算法等，并且可以包括在一个(如所示的)或更多个能量水平处的一幅(如所示的)或更多幅图像中。

对于肿瘤消融，在相对低的能量水平的谱体积图像数据中使用经改善的肿瘤与软组织对比度能够帮助定义用于消融规划的规划靶体积(ptv)。同样地，患者中的不同器官/结构在不同的能量水平图像中可以具有最佳的对比度和轮廓。因此，可以使用多能级谱体积图像数据来优化所述规划，以便能够优化针对多个肿瘤的ptv识别，能够优化插入线以避开特定器官/结构等。由于不同能级处的图像本质上是共配准的，因此在不同能级图像上最佳地执行的肿瘤/器官/结构描述能够被简单地叠加到一幅规划图像中，而不必担心配准。

所述分割产生对与特定对象相关联的体积区域的描述。可以经由图形用户界面208(gui)视觉地呈现体积。可以将体积“增长”所需的距离，以便将肿瘤加裕量包括在所得的体积中。如在本文中所使用的，特别是关于优化，单词“肿瘤”包括ptv，其覆盖指定的肿瘤加上裕量，其共同旨在完全覆盖。处理工具使得用户能够设置裕量，从而定义了新的ptv。处理器212分析与ptv相关联的信息，特别是尺寸，并且对于给定的消融探头，定义了具有各取向的一组消融位置。

在一个示例中，处理器212识别覆盖ptv的可能的最少数量的消融。在另一示例中，处理器212以使得最健康的组织不动的取向(即，使附带损害最小化)来识别消融位置。在另一示例中，对表示不被消融的组织或骨骼的“关键区域”的额外对象体积进行分割，并且处理器212尝试生成最少的消融或者使附带损害最小化，同时也避开这些区域。在另一示例中，处理器212产生未消融的区域，由此警告用户并且能够在gui208上显示所述区域。

能够定义患者皮肤上的进入角度和/或一个或多个进入点。在一个实施例中，采用射线行进协议来确定进入点。所述体积图像数据的体素例如在二进制体积中被标记为“自由”或“关键区域”。一种射线行进算法，诸如由perlin所介绍的射线行进算法(“hypertexture”，computergraphics，第23卷，第3期，第253-261页，1989)，能够被用于识别皮肤上的允许将探头沿着不行进通过敏感或关键区域(诸如骨骼)的路径插入到ptv中的位置。直观上，这类似于将光设置在肿瘤的中心，使关键区域(例如，诸如骨骼等的固体物质)阻挡光，并且识别光到达皮肤的点。

光射线从ptv的质心(形心)以线性“射线”穿过3d图像“行进”，直到出现以下三种情况之一：1)射线到达图像体积的边缘，因此从ptv的中心以新的取向重新开始；2)射线到达皮肤或者批准作为进入点的其他位置，因此记录了x、y、z位置和射线取向。这是潜在进入点，其可以以图形方式来示出或者被存储在列表中以供选择，或者可以被评估以确定从该角度覆盖所需的消融次数，或者3)射线到达被标记为“关键区域”的体素，从ptv的中心开始，以新的取向开始发出新的射线。继续该流程，直到评估了所有所需的角度。

消融部件202被用于基于消融计划来消融(一个或多个)肿瘤。通常，消融系统120(以及图1的机器人医学系统122、辐射治疗系统124、spect成像系统126和/或pet成像系统128)能够利用在软组织中的肿瘤对比度最高的谱体积图像数据和/或在不同能级处的多幅谱图像，在所述多幅谱图像中，感兴趣的不同的组织/结构在不同的图像中具有最佳的对比度/描绘，以改善消融的规划以及机器人引导的医学和/或辐射治疗流程应用，例如针对肿瘤和/或关键器官(例如，脊髓、眼睛、生殖器等)识别、描绘、规划的靶体积的识别、辐射束路径和递送方案等。

won等人在“validationofact-guidedinterventionrobotforbiopsyandradiofrequencyablation:experimentalstudywithandabdominalphantom”(diagnintervradiol，doi10.5152/dir.2017.16422，2017年3月)中讨论了图像引导的机器人流程的示例。在2001年11月21日提交的题为“tactilefeedbackanddisplayinactimageguidedroboticsystemforinterventionalprocedures”的us6785572b2(其全部内容通过引用并入本文)、在1997年5月13日提交的题为“image-guidedsurgerysystem”的us5817105a1(其全部内容通过引用并入本文)中讨论了另一机器人示例。

图4示出了辐射治疗系统124的示例。

在该示例中，辐射治疗系统124是线性加速器或直线加速器。辐射治疗系统124包括固定机架402和旋转机架404，旋转机架404被可旋转地附接到固定机架402。旋转机架404绕处理区域408相对于旋转轴406旋转(例如180°等)。固定机架402包括具有治疗的处置头410(例如，递送处置辐射的兆伏(mv)辐射源412)以及能够将离开处置头410的辐射场整形为任意形状的准直器414。

诸如卧榻的对象支撑体415在处置区域408中支撑对象的部分。控制台420基于计划对所述系统进行配置以在处置期间由兆伏辐射源412递送辐射处置。辐射处置规划者422创建辐射处置。辐射处置规划者422能够分割病变并且利用一幅或多幅虚拟单色图像来识别辐射敏感组织、利用一幅或多幅虚拟单色图像来识别规划的靶体积、和/或利用一幅或多幅虚拟单色图像来确定辐射束路径和递送方案。同样地，利用为特定方面提供最佳对比度/描绘的谱体积图像数据。

在于2009年7月22日提交的题为“prospectiveadaptiveradiationtherapyplanning”的us9262590b2、于2009年7月22日提交的题为“contourdelineationforradiationtherapyplanningwithreal-timecontoursegmentimpactrendering”的us9020234b2、于2009年7月22日提交的题为“methodofaccountingfortumormotioninradiotherapytreatment”的us7596207b2、以及于2004年9月10日提交的题为“methodanddeviceforplanningaradiationtherapy”的us7708682b2中描述了图像引导的辐射治疗的另一示例，其全部内容通过引用并入本文。本文还设想到了其他示例。

利用辐射治疗，所述谱体积图像数据还允许更准确地估计患者身体的电子密度，并且因此，使得能够在辐射治疗中进行更准确的剂量模拟、射束规划和剂量计算。示例方法包括首先重建虚拟的单能量谱图像、从ct谱体积图像数据计算电子密度图/图像、并且然后将计算出的电子密度图用于剂量模拟和射束规划以及剂量计算。skrzyński等人在strahlentheronkol.2010年6月；186(6):327-33.doi:10.1007/s00066-010-2086-5上的“computedtomographyasasourceofelectrondensityinformationforradiationtreatmentplanning”一文中描述了使用电子密度进行剂量模拟、射束规划和/或剂量递送计算的示例。

为了利用针对至少两种基础材料或高/低能量的谱体积图像数据来计算电子密度图，能够通过两种基础材料的线性组合μ(e)＝b1μ1(e)+b2μ2(e)来近似材料(μ(e))的衰减系数，其中，μ1(e)和μ2(e)是两种基础材料的衰减系数，并且b1和b2是基础材料系数。在求解b1和b2(例如，联立方程)之后，能够通过ρe＝b1ρ1+b2ρ2来确定电子密度(ρe)，其中，ρ1和ρ2是两种基础材料的电子密度。能够备选地使用谱体积图像数据来确定电子密度图。

用于肿瘤/靶识别和描绘的图像能够与用于生成电子密度的谱图像不同和/或相同。例如，用于肿瘤/靶识别和描绘的谱图像能够来自较低能量的图像，其中肿瘤与软组织的对比度最大，并且针对电子密度的谱图像能够来自较高能级的图像。

图5图示了spect成像系统126的示例。

spect成像系统126包括患者支撑体502以及一个或多个伽马相机504。一个或多个伽马相机504探测从目标或对象510内的放射性材料和/或物质508发射的辐射(例如，轫致辐射光子506、伽马辐射等)。在该示例中，关节臂512使伽马相机504在目标或对象510周围移动。spect重建器514重建投影并且产生体积数据。spect控制台516允许用户控制spect扫描器126。

在该示例中，spect成像系统126被配置用于钇-90(⁹⁰y)治疗诊断学成像。通常，来自⁹⁰y的β粒子发射产生轫致辐射光子，所述轫致辐射光子能够通过闪烁显像来探测。当高能β粒子(即，电子)从⁹⁰y原子核发射并且然后在与相邻原子相互作用时变慢(即，其失去动能)时，生成⁹⁰y轫致辐射光子。随着电子的减速，其动能被转换为初级光子和散射光子的连续能量谱，即轫致辐射。

在一个实例中，spect成像系统126利用重建算法，所述重建算法在系统矩阵(即，投影仪/背投影仪)中包括与组织有关的概率项，以将在每个体素中产生的轫致辐射谱建模为仅骨骼谱和仅组织谱的骨骼体积分数(bvf)加权混合。spect成像系统126采用原子数(z)谱体积图像数据(例如，z图像)来确定每个体素的bvf。通常，z图像包括每个体素的平均原子数。相对于spect成像系统126替代地使用根据非谱ct数据的估计的配置，使用该测量的原子数为建模提供了具有改善的结果的准确值。

举例来说，图6示出了骨盆骨的参考(“真实”)图像600。图7示出了图像700，在图像700中，用于建模的z值是通过以下操作来估计的：在非谱ct体积图像数据中从其余组织中分割出骨骼；将平均z值分配给所有骨骼；并且然后利用该全局平均值对骨骼进行建模。相对于真实图像600，图像700包括在皮质骨区域702中的非均匀性和明显更高的值。图8示出了使用在本文中所描述的方法生成的图像800，其使用来自原子数(z)谱体积图像数据的骨骼、骨髓、软组织等的测量的z值来针对不同的身体组织对轫致辐射进行不同地建模。在该示例中，相对于图像700，图像800具有改善的均匀性和减小的定量误差。

wright等人在biomedresearchinternational，第2015卷，文章id481279，2015上的“theranosticimagingofyttrium-90”一文中讨论了利用非谱ct体积图像数据结合spect⁹⁰y的治疗诊断学成像对轫致辐射谱进行建模的示例。lim等人在jnuclmed，第58卷，增刊1期，746，2017年5月1日中的“y-90spectmaximumlikelihoodimagereconstructionwithanewmodelfortissue-dependentbremsstrahlungprocedure”一文中讨论了利用非谱ct体积图像数据结合spect⁹⁰y治疗诊断学成像对轫致辐射谱进行建模的另一示例。

直接将z图像用于轫致辐射建模(如在图8中)，而不给骨骼分配估计的z值(如在图7中)，减轻了骨骼中的错误，并且非常适合于骨骼结构的异质性。此外，与原子数(z)谱体积图像数据不同，非谱ct体积图像数据不能够区分具有不同高z值的材料，诸如钙和碘。这样，当谱体积图像数据包括对比剂、医学插入物等时，使用原子数(z)谱体积图像数据能够改善医学诊断成像。

原子数(z)谱体积图像数据能够备选地或额外地用于成像准确度取决于材料原子数信息的准确度的其他应用中。

spect成像系统126和/或pet成像系统128能够利用虚拟的单能量谱体积图像数据，从而允许更准确地估计患者体内的组织的线性衰减系数，以改善在pet/ct和/或spect/ct中的基于ct的衰减校正。在2009年5月29日提交的题为“methodandapparatusforattenuationcorrection”的us9420974b2以及2009年7月22日提交的题为“attenuationcorrectionforpetorspectnuclearimagingsystemsusingmagneticresonancespectroscopicimagedata”的us2011/0123083a1中描述了这样的校正的示例，这两者均通过引用整体并入本文。本文还设想到了其他示例。

图9图示了根据在本文中所描述的(一个或多个)实施例的示例方法。

应当意识到，所述方法中的动作的次序并非限制性的。这样，在本文中设想到了其他次序。另外，可以省略一个或多个动作和/或可以包括一个或多个额外动作。

在902处，执行谱ct扫描。

在904处，重建谱体积图像数据。

在906处，如在本文中和/或以其他方式描述的，针对以下中的一项或多项来处理谱体积图像数据：改善对比度分辨率908、电子密度分布估计910以及原子数估计912。

可以通过编码或嵌入在计算机可读存储介质(不包括瞬态介质)上的计算机可读指令来实施以上内容，所述计算机可读指令当由(一个或多个)计算机处理器(例如，中央处理单元(cpu)、微处理器等)运行时使所述(一个或多个)处理器执行在本文中所描述的动作。另外地或备选地，所述计算机可读指令中的至少一条计算机可读指令由不是计算机可读存储介质的信号、载波或其他瞬时介质来承载。

尽管已经在附图和前文的描述中详细图示和描述了本发明，但是这样的图示和描述应当被认为是说明性或示例性的而非限制性的；本发明并不限于所公开的实施例。通过研究附图、公开内容和所附的权利要求，本领域技术人员在实践所要求保护的发明时能够理解和实现所公开的实施例的其他变型。

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”不排除多个。单个处理器或其他单元可以实现权利要求中记载的若干项的功能。在互不相同的从属权利要求中记载特定措施的事实并不指示不能够有利地使用这些措施的组合。

计算机程序可以被存储/分发在合适的介质上，诸如与其他硬件一起提供或者作为其他硬件的部分而提供的光学存储介质或固态介质，但是也可以以其他形式分发，例如经由互联网或者其他有线或无线电信系统。权利要求中的任何附图标记都不应当被解读为限制范围。