成像参数的基于谱拓扑图的确定的制作方法

x射线图像被普遍地用于促进医学诊断和/或治疗。可以通过从x射线辐射源朝向患者发射辐射并且通过接收从患者的与辐射源相对的一侧出射的x射线辐射的辐射场来获取x射线图像。在所接收的辐射场的特定位置处的辐射强度表示患者体内结构的沿着在辐射源和辐射场的特定位置之间的发散线分布的衰减特性。辐射场的辐射强度因此代表这些结构的二维投影图像。

x射线成像的益处对比于患者在成像期间接收的辐射剂量应当是平衡的。在基于许多x射线投影图像来重建患者的三维ct图像的计算断层摄影（ct）成像的情况下，这种平衡特别微妙。从各种投影角度获取x射线投影图像，并且每次获取向患者递送对应的辐射剂量。

通过基于患者的身形和大小来调整辐射管电流，可以减少在ct成像期间递送给患者的辐射剂量。例如，与被用于对较小的患者成像的管电流相比可以使用更大的管电流来对较大的患者成像。还可以基于例如ct图像是否包括注入造影剂来调整诸如管电压的其它成像参数。想要使系统进一步减少递送给患者的辐射剂量，同时实现合适的图像质量。

附图说明

通过考虑如在随附附图中图示的以下说明，实施例的构造和用途将变得容易地显见，在附图中同样的参照符号指明同样的部分，并且其中：

图1是根据一些实施例的系统的框图；

图2包括根据一些实施例的处理的流程图；

图3图示根据一些实施例的成像参数的确定；

图4图示根据一些实施例的成像系统；和

图5图示根据一些实施例的成像系统。

具体实施方式

提供下面的描述以使得任何本领域技术人员能够制作和使用所描述的实施例。然而，各种修改对于本领域技术人员来说将是容易地显见的。

简而言之，一些实施例进行操作以确定在诸如患者身体的体积内的材料的组成，并且基于所确定的组成确定用于随后的体积成像的参数。成像参数的确定还可以基于体积的衰减特性、要执行的成像类型和/或其它因素。成像参数可以包括x射线管电流、x射线管电压、辐射剂量和其它参数中的一个或多个。

图1是根据一些实施例的系统100的框图。实施例不限制于系统100的组件和前面的描述。可以使用一个或多个合适的设备来实现图1的每个组件，包括诸如可编程计算机的一般目的设备。

成像系统110可以包括如本领域中已知的ct成像系统。成像系统110可以朝向身体120发射x射线辐射以获取身体120的拓扑图。在这方面，成像系统110包括如本领域中已知的合适的辐射检测器。根据一些实施例，所获取的拓扑图还包括谱信息。一般地，谱信息针对拓扑图的每个区域提供作为光子能量的函数的衰减的估计。

根据一些实施例，谱拓扑图被提供给系统100的特征确定组件130。特征确定组件130基于谱拓扑图确定身体120的各种特征。特征可以包括由身体120展现的在各个患者z位置处的以及来自各个投影角度的衰减，以及身体120的不同区域的组成。

成像参数确定组件140基于所确定的特征来确定要在身体120的后续ct扫描中使用的成像参数。可以确定成像参数以便在ct扫描期间限制由身体120接收的辐射剂量的同时实现想要的图像质量。例如，被确定为在一定投影角度下获取身体区域的投影图像的管电流可以与在该投影角度下的身体区域的衰减直接相关，并且与关联于身体区域的组成的对比度水平逆相关（例如脂肪=高对比度水平）。

图2包括根据一些实施例的处理200的流程图。可以使用硬件、软件或手动装置的任何合适的组合来执行处理200和在此描述的其它处理。在一些实施例中，一个或多个处理单元（例如处理器、处理器核、处理器线程）执行程序代码以引起计算系统执行处理200的一个或多个方面。这样的程序代码可以由任何非暂态有形介质存储，非暂态有形介质包括固定盘、软盘、cd、dvd、闪存驱动器或磁带。下面将关于系统100的要素描述处理200的示例，但是实施例并不限制于此。

最初，在s210处获取目标的谱拓扑图。拓扑图可以包括用于定位成像扫描的开始位置和结束位置的投影图像。相应地，拓扑图不需要展现高的成像质量并且因此可以使用低辐射剂量来获取。在一些实施例中，从一个投影角度获取拓扑图，并且使用如本领域中已知的数学模型来估计来自垂直投影角度的对应的投影。在一些实施例中，可以使用已知的技术从两个投影重建目标的粗略的三维拓扑图。在s210处的拓扑图获取可以包括操作诸如成像系统110的成像系统来获取身体120的拓扑图或者获取目标的由成像系统先前获取的拓扑图数据。

根据一些实施例，所获取的拓扑图还包括谱信息。一般地，谱信息针对拓扑图的每个区域提供作为光子能量的函数的衰减估计。在一个示例中，对于拓扑图的每个区域而言，谱信息指示被响应于第一能量水平的光子而确定的衰减和被响应于第二能量水平的光子而确定的衰减。谱信息可以指明针对每个区域的附加的能量水平和对应的衰减。

可以通过使用在第一电压下工作的单个x射线管获取第一拓扑图并且然后使用在第二电压下工作的同一x射线管获取第二拓扑图来确定谱信息。在一些实施例中，使用在不同电压下工作的两个x射线管和被从x射线管相对部署的对应的辐射检测器来实质上同时获取两个拓扑图。一些实施例可以利用光子计数检测器，其中仅发射一个x射线谱（例如从单个x射线管发射）并且在它们已经通过身体120之后检测器将所接收的谱的光子按阈值分成不同的能量类别，由此在检测器的每个像素处捕获不同能量水平的光子所经受的衰减。实施例不限制于用于获取谱拓扑图的上面的系统。

接着，在s220处，基于谱拓扑图确定目标的区域的衰减和组成。在各种患者z位置处的以及从各种投影角度的衰减可以是在不要求谱拓扑图的谱信息的情况下从基于与拓扑图内的各种区域相关联的豪森菲尔德单元（hounsfieldunit）的谱拓扑图确定的。

豪森菲尔德单元不指示每个区域的组成，因为对于给定的光子能量而言不同的单独的材料和多种材料的组合可能展现相同的衰减。如上面描述那样，谱拓扑图的谱信息针对拓扑图的每个区域提供作为光子能量的函数的衰减估计。值得注意的是，不同的材料根据不同的函数来表现。例如，虽然碘和钙在高能量水平（例如150kev）下展现相似的x射线衰减，但是碘在更低的能量水平下对比于钙在x射线衰减方面展示出更大且已知的增加。相应地，在s220处可以基于由谱信息将之与某一区域相关联的衰减和光子能量之间的关系来确定该区域的组成（即材料和构成该区域的每种材料的浓度）。

在s230处基于所确定的衰减和组成来确定要在目标的后续ct扫描中使用的成像参数。参考系统100，由特征确定组件130确定的衰减可以指明取决于投影角度的在x射线衰减方面的变化，特别是在诸如胸腔和盆腔的身体120的椭圆形区域中。如果使用恒定的管电流，则重建的图像中的噪声水平主要由通过最大衰减的投影角度的x射线投影来确定。因此通过更小衰减的角度的x射线投影将递送辐射，这虽然增加了由患者接收的总的辐射剂量但是不改善重建的图像的质量。因此成像参数确定组件140可以基于随着身体120的直径在身体120的不同区段之间以及还在每一投影角度之间变化而展现的衰减来确定针对随后的ct扫描的每一投影的管电流，以使得每个投影图像展现类似的噪声水平。管电流的确定还可以考虑发生器/管负载和系统110的限制，以确保贯穿随后的ct扫描适当的管容量将是可获得的。

根据s230的一些实施例，成像参数确定组件140接收用户指定的基准图像质量值。基准图像质量值与在假设了“标准”患者衰减轮廓的情况下指定用于各种扫描z位置和投影角度的管电流的基准管电流数据相关联。接着，基于在s220处由特征确定组件130确定的衰减数据来修改基准管电流数据。例如，在身体区域的与标准患者的对应区域的衰减相比展现更小衰减的区域处减小管电流，并且在与标准患者的对应区域的衰减相比在解剖学上更为衰减的地方增加管电流。一般地，可以针对较大的患者（即展现大于标准的衰减）增加管电流，并且可以针对较小的患者（即展现小于标准的衰减）减小管电流。

图像质量与信噪比（即在本示例中的对比度）有关。对于给定的管电流而言，区域的组成可以决定区域所展现的对比度水平。因此在s230处可以基于所确定的组成进一步修改针对每个投影角度和患者z位置的管电流。

例如，衰减数据可以指示与较小的患者所要求的相比较大的患者要求更大的管电流来以给定的图像质量对某一区域成像。然而，如果较大的患者的区域的组成包括大量的身体脂肪，则由于脂肪组织所提供的增加的组织对比度，与在没有组成数据的情况下可能已经确定的相比可以将管电流增加到更低的程度。更具体地，脂肪与周围的组织相比展现更低的ct值并且因此造成更高的对比度。由于增加的对比度（与具有更少的脂肪的身体相比），可以通过使用更小的在管电流上的增加来针对给定的大的身体大小实现相同的信噪比。类似地，与平均大小的患者相比较小的患者一般要求更少的管电流来实现相似的图像质量，但是如果确定的是较小的患者包括更少的脂肪并且由此提供比期望的更低的组织对比度，则在s230处确定的在管电流上的减少与其中仅考虑衰减的情况相比可以为更小的幅度。

图3图示根据一些实施例的在s230处的成像参数的确定。线图300包括曲线310至340，用于基于衰减来确定用于腹部区域（即对应于腹部区域的患者z位置）的管电流。根据线图300，身体宽度被用作为用于衰减的代表。

强曲线320表示与平均曲线330和弱曲线340相比针对给定的在衰减上的改变的更大的管电流（或剂量）修改。恒定噪声曲线310反映不管衰减如何都实现恒定的图像噪声的对管电流的适配。从临床和技术上来看，对于对较大的患者成像而言更多的噪声通常是可接受的。

如果腹部区域的材料组成指示高于给定阈值的脂肪量，则可以基于曲线350确定管电流。对于大于基准宽度的身体宽度（即衰减）而言，曲线350指示与任何的曲线310至340相比更低的管电流。换言之，脂肪阈值量的确定造成与否则将在s230处使用的相比更适度的管电流调制曲线的使用。相应地，曲线310至340将被用于确定针对其中脂肪量小于阈值（例如健身者）的大的身体宽度的管电流。

根据一些实施例，成像参数确定组件140存储与投影相关联的基准管电流调制曲线（例如曲线320）。基准管电流调制曲线与在投影处的“标准”材料组成相关联。如上面描述那样确定要被成像的身体区域的实际组成，并且基于与标准材料组成相比该组成提供更大的对比度（向右）还是更小的对比度（向左）来使基准管电流调制曲线向左或向右偏移。被偏移的曲线然后被用于确定与在投影（x轴）处的衰减（或身体宽度）对应的管电流（y轴）。

在s230处确定的成像参数还可以包括管电压。一般地，降低管电压典型地导致在对比度上的增加，由此在保持图像质量的同时允许更多噪声。这种增加的程度对于各种材料（诸如例如碘（高度增加）和软组织（小的增加））而言是不同的。因此，不管材料组成或临床指示（例如对比度增强的ct成像）如何就针对给定的管电流简单地降低管电压可能由于增加的噪声而降低图像质量，尽管由降低的管电压造成增加的对比度。

相应地，在一些实施例中，基于给定的扫描范围、患者解剖学和用户输入的对比度表现（例如ct扫描类型或感兴趣的组织）来针对若干管电压计算用于产生想要的图像质量的患者特定的mas曲线。可以基于所确定的材料组成来使曲线偏移。附加地或者替换地，可以基于材料组成来改变曲线的斜率。然后基于针对每个管电压的这些曲线来计算估计的剂量，以确定提供最想要的剂量效率的管电压和管电流的组合。

因此，连同所选择的电压对图像对比度的影响一起考虑固有对比度（例如由于脂肪含量）。在一些实施例中，拓扑图的谱信息被用于关于对象的材料特征检测和表征高衰减的对象。例如，在钛的情况下，可以通过如下来计及金属的影响：通过管电压和电流适配来增加剂量以便维持在检测器处的光子流动。在有不锈钢金属植入物的情况下（例如被使用谱拓扑图数据标识），由于这样的植入物所展现的衰减，在管电压和电流上的增加将不显著地改变信噪比。因此金属可能在成像参数（即管电流和管电压）的确定期间被忽略。

在s240处基于所确定的成像参数来对目标成像。在s240处可以基于用以对身体120成像的成像参数来操作成像系统110。特别地，成像系统110可以从许多投影角度获取身体120的投影图像。在s240处可以使用针对每个投影图像的投影角度确定的管电流和管电压来获取每个投影图像。在随着身体120相对于成像系统110移动（例如通过门架腔体）而获取投影图像的情况下，可以使用针对每个投影图像的投影角度和患者z位置而确定的管电流和管电压来获取每个投影图像。可以基于所获取的投影图像——其可以随后在逐切片进行的基础上被查看——来重建目标的三维ct图像。

一些实施例在s240处在成像期间采用基于在线衰减的管电流调制。例如，在成像期间，在s230处的用于确定针对给定投影角度的管电流的衰减被与在管旋转中早180度测量的实际衰减进行对比。如果所比较的衰减不同，则可以在给定的投影角度下获取投影图像之前修改针对给定的投影角度确定的管电流。

图4图示根据一些实施例的系统400。系统400可以包括图1的系统100的实现。但是实施例并不限制于此。在一些实施例中，系统400还可以或替换地操作以执行处理200。

系统400包括x射线成像系统10、控制和处理系统20以及操作员终端30。一般地，x射线成像系统10获取患者体积的x射线图像。控制和处理系统20控制如上面描述的x射线成像系统10获取图像并且从中接收所获取的图像。控制和处理系统20处理图像并且将所处理的图像提供给终端30以由此用于显示。这样的处理可以基于由终端30接收并且由终端30提供给控制和处理系统20的用户输入。

成像系统10包括ct扫描仪，ct扫描仪包括用于朝向相对的辐射检测器13a和13b发射x射线束12a和12b的x射线源11a和11b。x射线源11a和11b以及辐射检测器13a和13b被安装在门架14上以使得它们可以被经360度地旋转，同时保持它们之间的相同的物理关系。

在操作中，患者15被定位在床16上以将患者15的一部分放置在x射线源11a和11b与它们相应的辐射检测器13a和13b之间。接着，由旋转驱动器17使x射线源11a和11b及其辐射检测器13a和13b围绕患者15处于其中的腔体18旋转。在该旋转期间，x射线源11a和11b由高压发生器19供电以将x射线辐射朝向检测器13a和13b传送。检测器13a和13b的每个接收辐射并且针对每个投影角度产生一组数据（即原始图像）。实施例不限制于ct扫描仪。

x射线源11a和11b可以包括任何合适的辐射源。在一些实施例中，x射线源11a和11b发射具有不同能量范围的电子、光子或其它类型的辐射。根据一些实施例，x射线源11a和11b是具有展现多色谱的旋转阳极的管，该多色谱由与阳极的钨材料的特征线叠加的轫致辐射连续谱构成。根据一些实施例，如上面描述那样，在获取谱拓扑图期间x射线源11a和11b可以以不同的能量进行操作。

辐射检测器13a和13b可以包括用以基于接收的x射线辐射来获取图像的任何系统。在一些实施例中，辐射检测器13a和13b使用闪烁体层和被部署成二维阵列的固态非晶硅光电二极管。闪烁体层接收光子并且生成与所接收的光子的强度成比例的光。光电二极管阵列接收光并且将所接收的光的强度记录为存储的电荷。在其它实施例中，辐射检测器13a和13b中的一个或两个将接收的光子转换成电荷而不要求闪烁体层。光子被非晶硒光电导体的阵列直接吸收。光电导体将光子直接转换为存储的电荷。

由检测器13a和13b检测的电荷分别表示由从辐射源11a和11b发射的x射线产生的辐射场的在每个位置处的辐射强度。在每个辐射场的特定位置处的辐射强度表示沿着在检测器13a和13b与辐射场的特定位置之间的发散线分布的材料的衰减特性。由每个辐射检测器13a和13b获取的一组辐射强度因此表示这些材料的二维投影图像。在一些实施例中，获取若干个二维投影图像（即多检测器ct）。

系统20可以包括任何一般目的或专用的计算系统。相应地，系统20包括：一个或多个处理器21，被配置为执行处理器可执行的程序代码以引起系统20如在此所述那样进行操作；以及存储设备22，用于存储该程序代码。存储设备22可以包括安装在对应的接口（例如usb端口）中的一个或多个固定盘、固态随机存取存储器和/或可移除介质（例如拇指驱动器）。

存储设备22存储系统控制程序23的程序代码。系统控制程序23的程序代码可以是由一个或多个处理器21可执行的以控制成像系统10获取身体15的谱拓扑图，以基于谱拓扑图确定包括身体15的材料组成的身体15的特征，基于特征来确定成像参数，并且控制成像系统10基于成像参数来获取身体15的图像。在这方面，存储设备22还包括基准成像参数24，其可以如上面描述那样被修改以确定成像参数。系统20包括门架接口25、检测器接口26和辐射源接口27以用于控制成像系统10的对应元件获取图像。

由系统10获取的图像（例如拓扑图投影和ct图像投影）被以dicom或另外的数据格式存储在数据存储设备22中作为被获取的图像28。每个被获取的图像28可以被进一步与其获取的细节相关联，包括但是不限制于成像平面位置和角度、成像位置、辐射源到检测器距离、患者的解剖学成像、患者位置、x射线管电流、x射线管电压、图像分辨率和辐射剂量。

（多个）处理器21可以执行系统控制程序23以处理所获取的图像28，产生被处理的图像29。处理可以包括从所获取的投影图像生成三维ct图像。被处理的图像29可以被提供给终端30，并且系统20还可以从终端30接收输入，终端30可以被用于控制所获取的图像28的图像获取和/或处理。

终端30可以包括显示设备和耦合到系统20的输入设备。在一些实施例中，终端30是分离的计算设备，诸如但是不限制于台式计算机、膝上型计算机、平板计算机和智能电话。终端30显示从系统20接收的处理的图像29并且接收用于控制系统10的用户输入。

系统10、系统20和终端30中的每个可以包括对于其操作而言必需的其它元件，以及用于提供除了在此描述的那些功能之外的功能的附加元件。

根据所图示的实施例，系统20控制系统10的元件。系统20还处理从系统10接收的图像。此外，系统20接收来自终端30的输入并且将处理的图像提供给终端30。实施例不限制于执行这些功能中的每个的单个系统。例如，系统10可以由专用的控制系统控制，其中所获取的图像被通过计算机网络或经由物理存储介质（例如dvd）提供给分离的图像处理系统。

图5图示根据一些实施例的系统500。成像设备510包括单个x射线源511和检测器513。根据一些实施例，通过切换x射线源的电压并且在对应于每个不同的能量水平的时间点处从检测器513读出投影数据，从而使用不同的光子能量水平获取投影图像。在其它实施例中，分裂滤波器（例如，au和sn）造成入射在患者515上的束512的低能量的一半和高能量的一半。

在一些实施例中，检测器513能够获取谱信息以便生成多个图像，图像中的每个对应于基于来自源511的单个广谱辐射发射的光子能量的不同范围。这样的检测器513可以包括两层或“三明治式”检测器，其中每层具有不同的谱灵敏度。

在一些实施例中，检测器513是光子计数检测器。常规的检测器测量所有接收的x射线光子的能量积分信号并且因此丢弃了所有依赖于能量的信息。相比之下，光子计数检测器提供与接收的辐射有关的能量特定的信息。例如，一些已知的光子计数检测器使用脉冲高度分析来记录位于指定的能量窗口中的每个内的所接收能量谱的光子数。

如关于图4描述的那样，将患者515或另外的体积定位在床516上以在x射线源511和辐射检测器513之间放置感兴趣的部分。控制x射线源111以随着门架514围绕腔体518旋转而将x射线辐射谱朝向检测器513传送。检测器513接收辐射并且针对每个指定的光子能量且在每个想要的投影角度下产生一组数据（即投影图像）。

更特别地，可以针对若干不同的能量范围中的每个创建能量图像。例如，假设检测器513是光子计数检测器，检测器513接收已经通过身体515的辐射并且在每个像素位置处产生表示高于25kev的光子的一个能量图像、表示高于75kev的光子的一个能量图像、以及表示高于85kev的光子的一个能量图像。每个能量图像因此表示身体515的各部分在特定的光子能量范围下的衰减特性。该谱信息可以被用于确定在图像中描绘的身体515的各部分的组成。

系统500的其余组件可以另外地如上面关于系统400的类似地命名的组件所描述的那样进行操作。

本领域技术人员将领会，在不脱离权利要求的范围和精神的情况下可以配置对上面描述的实施例的各种适配和修改。因此，要理解的是，可以与在此具体描述的那样不同地实践权利要求。