用于改善成像中的散射估计和校正的方法和设备

摘要

提供了一种x射线成像设备和关联的方法，用于接收从宽轴向区域的宽孔径扫描和该宽轴向区域内的窄轴向区域的窄孔径扫描测得的投射数据，以及使用优化的散射估计技术确定该宽轴向区域中的估计的散射。优化的散射估计技术是基于窄轴向区域中测得的散射与窄轴向区域中估计的散射之间的差异。可以对基于核的散射估计/校正技术进行拟合，以最小化窄轴向区域中的散射差异，并且此后将拟合后的(优化的)基于核的散射估计/校正应用于宽轴向区域。优化可以在投射数据域或重建域中进行。还使用了迭代过程。

说明书

相关申请的交叉引用

本申请要求以下11件美国临时专利申请的权益，包括：2018年11月30日提交的序列号为62/773,712的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04001)；2018年11月30日提交的序列号为62/773,700的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04002)；2019年1月25日提交的序列号为62/796,831的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04004)；2019年2月1日提交的序列号为62/800,287的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04003)；2019年2月5日提交的序列号为62/801,260的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04006)；2019年3月4日提交的序列号为62/813,335的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04007)；2019年3月20日提交的序列号为62/821,116的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04009)；2019年4月19日提交的序列号为62/836,357的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04016)；2019年4月19日提交的序列号为62/836,352的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04017)；2019年5月6日提交的序列号为62/843,796的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04005)；以及2019年7月25日提交的序列号为62/878,364的美国临时专利申请(代理人案卷号为38935/04008)。本申请还与同一天提交的十件非临时性美国专利申请有关，包括：代理人案卷号为38935/04019的题为“MULTIMODAL RADIATION APPARATUS AND METHODS(多模式放射装置和方法)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04020的题为“APPARATUS AND METHODS FORSCALABLE FIELD OF VIEW IMAGING USING A MULTI-SOURCE SYSTEM(使用多源系统进行可缩放视场成像的装置和方法)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04011的题为“INTEGRATED HELICAL FAN-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY IN IMAGE-GUIDEDRADIATION TREATMENT DEVICE(图像引导放射治疗设备中的集成螺旋扇形射束计算机断层扫描)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04010的题为“COMPUTEDTOMOGRAPHY SYSTEM AND METHOD FOR IMAGE IMPROVEMENT USING PRIOR IMAGE(使用先前图像进行图像改进的计算机断层扫描系统和方法)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04013的题为“OPTIMIZED SCANNING METHODS AND TOMOGRAPHY SYSTEM USINGREGION OF INTEREST DATA(使用关注区域数据的最佳扫描方法和断层扫描系统)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04015的题为“HELICAL CONE-BEAM COMPUTEDTOMOGRAPHY IMAGING WITH AN OFF-CENTERED DETECTOR(使用偏心检测器的螺旋锥形射束计算机断层扫描成像)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04021的题为“MULTI-PASS COMPUTED TOMOGRAPHY SCANS FOR IMPROVED WORKFLOW AND PERFORMANCE(提高工作流程和性能的多通道计算机断层成像扫描)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04012的题为“METHOD AND APPARATUS FOR SCATTER ESTIMATION INCONE-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY(用于锥形射束计算机断层扫描中的散射估计的方法和装置)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04014的题为“ASYMMETRICSCATTER FITTING FOR OPTIMAL PANEL READOUT IN CONE-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY(在锥形射束计算机断层扫描中用于优化面板读取的非对称散射拟合)”的非临时性美国专利申请；以及代理人案卷号为38935/04022的题为“METHOD AND APPARATUS FOR IMAGERECONSTRUCTION AND CORRECTION USING INTER-FRACTIONAL INFORMATION(利用段间信息进行图像重建和校正的方法和装置)”的非临时性美国专利申请。以上提到的所有专利申请和专利的内容通过引用的方式全部并入本文。

技术领域

公开的技术的各方面涉及估计投射数据中的散射，并且更具体地，涉及在各种成像技术(包括x射线扫描、计算机断层成像(CT)扫描和锥形射束计算机断层成像(CBCT)扫描)期间利用窄孔径扫描来估计较宽孔径扫描中的散射。

背景技术

锥形射束CT中的散射会占检测到的光子中的很大一部分，特别是在宽准直开口中不使用防散射光栅时。散射会对图像质量产生负面影响，包括对比度和定量准确度。因此，散射测量、估计和校正适用于锥形射束CT数据处理和图像重建，包括在图像引导放射治疗(IGRT)的背景下。IGRT可以利用医学成像技术(例如，CT)以在治疗之前、期间和/或之后收集患者的图像。

对于使用平面面板的锥形射束计算机断层扫描(CBCT)，可以使用成对的高衰减叶片作为准直器的一部分来形成孔径，该孔径限制x射线束照射在患者体内/面板中的轴向范围。大孔径允许在扫描期间对患者进行大的轴向覆盖。因此，如果需要对患者的较大轴向范围进行成像，则通过使用较大的孔径，可以减少总扫描时间。但是，要权衡的是，散射量也随孔径而增加，而主要数据保持不变。在没有散射校正的情况下，增加的散射将对图像质量和定量产生负面影响。

基于硬件的散射减少包括在检测器面板表面上使用防散射光栅，使用非常窄的孔径，领结过滤器，患者与检测器之间的空气分离等。常规的防散射光栅可以显著地降低x射线散射量。主要缺点在于，系统更加复杂，并且也减少了大量原始数据。使用非常窄的孔径，可以显著地减少散射(并有效地降低到可忽略的水平)，但是，轴向覆盖很小，以至于整个扫描时间变得不切实际。

基于软件的散射减少/校正可以使用物理模型来估计采集到的数据中的散射。这些方法可以对数据采集系统以及x射线与材料之间的相互作用过程进行建模。前者需要详细了解整个成像链的主要组成部分以及患者的信息，这些可以通过在没有进行散射校正的情况下计划的CT或第一遍重建来获得。这些方法可以随机地(例如，基于蒙特卡洛模拟的方法)或确定性地(例如，基于放射传递方程的方法)来实现。前者在计算上是昂贵的，而后者通常被认为是该领域中未解决的问题。基于模型的方法通常是特定于患者的，并且可以更准确。但是，这些方法需要有关数据采集系统和患者的大量先验信息，使得这些方法的有效性高度依赖于建模准确度。此外，它们在计算能力和时间方面也要求很高，从而导致对工作流程和吞吐量的重大负面影响。然后估计的散射用于在图像重建之前或图像重建期间校正数据。

在基于软件的散射校正方法中，存在基于核的散射估计和校正。在基于核的方法中，通过物理测量或假设材料是复合材料的蒙特卡洛模拟来确定散射核。例如，一种典型的技术是在给定的x射线波谱和孔径下测量具有不同水层厚度的散射核。投射到检测器平面的孔径可以与面板的轴向尺寸一样大。一旦测量了/确定了不同水层处的核，就可以将其用于患者扫描中的散射校正，前提是假设患者组织相当于不同厚度的水层。核用于散射估计和校正的应用可以包括在空间域或频域中使用核进行散射解卷积，并且可以适应于对象的局部变化。例如，测得的散射数据可以被认为是主核和散射核的卷积结果。通过使用提前建立的适当核，可以执行反卷积过程以分离主核和散射核。

基于核的散射估计/校正由于其简单性而广泛地用于CBCT。但是，这种类型的方法的根本挑战在于，当患者组织分布高度不均匀时，尤其是在胸部和骨盆区域中，准确度可能劣化。此外，当孔径较大时，该方法的性能也基于与大孔径关联的散射提升而劣化。

发明内容

在一个实施例中，成像设备包括：旋转的成像源，用于发出放射束；检测器，定位成从成像源接收放射；以及射束成形器，被配置为调整由成像源发出的放射束的形状，使得放射束的形状被配置为用于宽轴向区域的宽孔径扫描和宽轴向区域内的窄轴向区域的窄孔径扫描，其中，宽轴向区域中的估计的散射是基于来自窄轴向区域的投射数据。

相对于一个实施例所描述和/或示出的特征可以在一个或多个其他实施例中以相同的方式或以类似的方式使用，和/或与其他实施例的特征组合使用或替代其他实施例的特征使用。

本发明的描述不以任何方式限制权利要求中使用的词语或权利要求或本发明的范围。权利要求中使用的词语具有其全部普通含义。

附图说明

在附图中，示出了本发明的实施例，附图被并入说明书中并构成说明书的一部分，附图与以上给出的本发明的总体描述以及以下给出的详细描述一起用于举例说明本发明的实施例。应当理解，图中所示的元素边界(例如，盒子、成组的盒子或其他形状)表示边界的一种实施例。在一些实施例中，一个元素可以被设计为多个元素，或者多个元素可以被设计为一个元素。在一些实施例中，被示为另一个元素的内部组件的元素可以被实现为外部组件，并且反之亦然。此外，元素可能未按比例绘制。

图1是根据公开的技术的一个方面的示例性x射线成像设备的透视图。

图2是根据公开的技术的一个方面的集成到示例性放射治疗装置中的x射线成像设备的示意图。

图3是用于对目标对象的轴向区域成像的示例性扫描设计的示意图。

图4是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计在投射数据域中进行散射估计的示例性方法的流程图。

图5是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计在投射数据域中进行散射估计的另一个示例性方法的流程图。

图6是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计在投射数据域中进行散射估计的示例性迭代方法的流程图。

图7是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计在重建域中进行散射校正的示例性方法的流程图。

图8是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计在重建域中进行散射校正的示例性迭代方法的流程图。

图9是描绘从先前的图像数据确定窄扫描以用于窄/宽扫描设计的示例性方法的流程图。

图10是描绘从宽扫描数据确定窄扫描以用于窄/宽扫描设计的示例性方法的流程图。

图11是描绘使用放射治疗装置的IGRT的示例性方法的流程图。

图12是描绘示例性的施照前的基于图像的步骤的框图。

图13是描绘可在成像或施照前的基于图像的步骤期间使用的示例性数据源的框图。

具体实施方式

以下包括可以在整个公开中使用的示例性术语的定义。所有术语的单数形式和复数形式均落入每种含义内。

如本文中所使用的，“组件”可以被定义为硬件的一部分、软件的一部分或其组合。硬件的一部分可以至少包括处理器和存储器的一部分，其中，存储器包括要执行的指令。组件可以与装置相关联。

如本文中所使用的，与“电路”同义的“逻辑”包括但不限于硬件、固件、软件和/或每一个的组合以执行功能或动作。例如，基于期望的应用或需求，逻辑可以包括软件控制的微处理器、诸如专用集成电路(ASIC)之类的离散逻辑、或其他编程的逻辑装置和/或控制器。逻辑也可以完全体现为软件。

如本文中所使用的，“处理器”包括但不限于实际上任何数量的处理器系统或独立处理器中的一个或多个，例如，以任何组合的微处理器、微控制器、中央处理单元(CPU)和数字信号处理器(DSP)。处理器可以与支持处理器的操作的各种其他电路相关联，例如随机存取存储器(RAM)、只读存储器(ROM)、可编程只读存储器(PROM)、可擦可编程只读存储器(EPROM)、时钟、解码器、存储器控制器或中断控制器等。这些支持电路可以在处理器或其关联的电子封装的内部或外部。支持电路与处理器可操作地通信。支持电路不必在框图或其他附图中与处理器分开示出。

如本文所使用的，“信号”包括但不限于一个或多个电信号(包括模拟或数字信号)、一个或多个计算机指令、比特或比特流等。

如本文所使用的，“软件”包括但不限于使计算机、处理器、逻辑和/或其他电子装置执行功能、动作和/或以期望的方式作出反应的一个或多个计算机可读和/或可执行指令。指令可以以各种形式来体现，例如例程、算法、模块或程序，包括来自动态链接的源或库的单独的应用或代码。

尽管已经提供了上述示例性限定，但是申请人的意图是将与本说明书一致的最广泛的合理解释用于这些和其他术语。

如下面更详细地讨论的，公开的技术的实施例涉及估计成像投射数据中的散射，包括在x射线扫描、CT扫描和CBCT扫描期间，利用来自较宽孔径扫描内的窄孔径扫描的数据来估计来自较宽孔径扫描的数据中的散射。在一些实施例中，放射治疗施照装置和方法可以利用用于CT的集成的低能量放射源，以与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分使用。特别地，例如，放射治疗施照装置和方法可以将低能量准直放射源与用于治疗性处理的高能量放射源组合起来，该低能量准直放射源用于使用旋转(例如，螺旋或步进拍摄)的图像采集在门架(gantry)中进行成像。

与通过使用高能量放射源(例如，兆伏(MV))进行成像相比，低能量放射源(例如，千伏(kV))可以产生更高质量的图像。与利用MV能量相比，利用kV能量生成的图像通常具有更好的组织对比度。对于目标对象和高危器官(OARS)的可视化、自适应治疗监测以及治疗计划/重新计划，可能需要高质量的体成像(volume imaging)。在一些实施例中，kV成像系统还可以用于定位、运动跟踪和/或表征或校正能力。

图像采集方法可以包括或以其他方式利用多次旋转扫描，该多次旋转扫描可以是例如连续扫描(例如，具有围绕中心轴的螺旋源轨迹以及患者支撑物通过门架孔的纵向移动)、具有患者支撑物的逐步纵向移动的非连续圆形止动回动扫描、步进拍摄环形扫描等。

根据各种实施例，成像设备使用例如射束成形器将放射源准直成包括例如锥形射束或扇形射束。在一个实施例中，准直射束可以与在患者移动的同时连续旋转的门架组合，从而产生螺旋图像采集。

在一些实施例中，与增加的扫描旋转相关联以用于完成高质量体积图像的时间可以通过高门架速率/速度(例如，使用快速滑环旋转，包括例如每分钟高达10转(rpm)、20rpm、60rpm或更高的rpm)、高kV帧频和/或稀疏数据重建技术来减轻，以在放射治疗施照平台上提供kV CT成像。检测器(具有各种行/切片大小、配置、动态范围等)、扫描间距和/或动态准直是各种实施例中的附加特征，包括用于选择性地暴露检测器的各部分并选择性地限定有效的读取区域，如下面详细讨论的。特别地，图像质量可以通过在x射线(低能量)成像放射源上使用可调整的射束成形器/准直器和/或优化检测器的读取范围来改善(如下所述，通过估计散射)。

成像设备和方法可以提供由放射源发出的放射束的选择性和可变的准直，包括调整放射束的形状以暴露小于关联的放射检测器(例如，定位成从x射线放射源接收放射的放射检测器)的整个有效区域。例如，随着间距在螺旋扫描期间发生变化，成像设备的射束成形器可以调整放射束的形状。在另一个示例中，射束孔径可以由射束成形器针对各种轴向视场(aFOV)要求进行调整。特别地，可以针对各种轴向(纵向)长度的扫描区域(包括窄区域和宽区域)调整aFOV。而且，仅使检测器的主要区域暴露于直接放射可以使检测器的阴影区域仅接收散射。在一些实施例中，检测器的阴影区域中的散射测量结果(并且在一些实施例中，为半影区域中的测量结果)可以用于估计接收投射数据的检测器的主要区域中的散射。

成像设备和方法可以提供选择性和可变的检测器读取区域和范围，包括调整检测器读取范围以限制检测器的有效区域从而提高读取速度。例如，少于可用的阴影区域数据可以被读取并用于散射估计。将选择性读取与射束成形相结合允许对散射拟合技术进行各种优化。

参考图1和图2，示出了成像设备10(例如，x射线成像设备)。应当理解，成像设备10可以与放射治疗装置(如图2所示)相关联和/或集成到放射治疗装置中，该放射治疗装置可以用于多种应用，包括但不限于IGRT。成像设备10包括可旋转门架系统，称为门架12，其由支撑单元或壳体14支撑或以其他方式容纳在支撑单元或壳体14中。本文中的门架是指包括一个或多个门架(例如，环形或C形臂)的门架系统，这些门架在它们围绕目标对象旋转时，能够支撑一个或多个放射源和/或关联的检测器。例如，在一个实施例中，第一放射源及其关联的检测器可以安装到门架系统的第一门架，并且第二放射源及其关联的检测器可以安装到门架系统的第二门架。在另一个实施例中，多于一个的放射源及关联的检测器可以安装到门架系统的相同门架，包括例如门架系统仅由一个门架组成的情况。门架、放射源和放射检测器的各种组合可以组合成各种门架系统配置，以在相同设备内对相同体积进行成像和/或治疗。例如，kV放射源和MV放射源可以安装在门架系统的相同或不同的门架上，并作为IGRT系统的一部分选择性地用于成像和/或治疗。如果安装到不同的门架，则放射源能够独立旋转，但仍然能够同时对相同(或近乎相同)的体积进行成像。如上所述，可旋转的环形门架12可以能够为10rpm或更高。可旋转门架12限定门架孔16，患者可以移动进入并穿过门架孔16并且定位，以进行成像和/或治疗。根据一个实施例，可旋转门架12被配置为滑环门架，用于提供成像放射源(x射线)和关联的放射检测器的连续旋转，同时提供足够的带宽用于由检测器接收的高质量成像数据。滑环门架可以消除门架在交替方向上的旋转，以便缠绕和解绕承载与装置关联的功率和信号的电缆。即使被集成到IGRT系统中，这种配置也可以进行连续的螺旋计算机断层扫描，包括CBCT。

患者支撑物18定位成与可旋转门架12相邻，并被配置为通常在水平位置支撑患者，以纵向移动进入可旋转门架12并移动到可旋转门架12内部。患者支撑物18可以例如在垂直于门架12的旋转平面(沿着或平行于门架12的旋转轴线)的方向上移动患者。患者支撑物18可以可操作地耦接到患者支撑控制器，该控制器用于控制患者和患者支撑物18的移动。患者支撑控制器可以与可旋转门架12以及安装到旋转门架的放射源同步，以用于根据命令的成像和/或治疗计划围绕患者的纵轴旋转。一旦患者支撑物位于孔16中，它也可以在有限的范围内上下、左右移动，以调整患者位置来获得最佳治疗。示出了轴x、y和z，其中，从门架12的正面来看，x轴是水平的并且指向右边，y轴指向门架平面中，并且z轴是竖直的并指向顶部。x、y和z轴遵循右手定则。

应当理解，在不脱离公开的技术的范围的情况下，可以采用其他变型。例如，可以控制可旋转门架12和患者支撑物18，使得随着支撑物被控制为相对于可旋转门架12移动(以恒定或可变的速度)，门架12围绕支撑在患者支撑物上的患者以“来回”方式(例如，交替地顺时针旋转和逆时针旋转)进行旋转(与如上文所述，与连续的方式相反)。在另一个实施例中，在连续的步进拍摄环形扫描的情况下，患者支撑物18在纵向方向上的移动(步进)与可旋转门架12的扫描旋转交替(拍摄)，直到捕获到期望的体积为止。装置10能够进行基于体积的和基于平面的成像采集。例如，在各种实施例中，装置10可以用于获取体积图像和/或平面图像并执行下面描述的相关联的处理方法。

可以利用各种其他类型的放射源和/或患者支撑物移动来实现放射源和患者的相对运动以生成投射数据。可以使用放射源和/或患者支撑物的非连续运动、连续但可变/非恒定(包括线性和非线性)的线性移动、速度和/或轨迹等、以及它们的组合，包括结合上述放射治疗装置10的各种实施例。

如图2所示，x射线成像设备10包括成像放射源30，其耦接到可旋转门架12或以其他方式由可旋转门架12支撑。成像放射源30发出用于生成高质量图像的放射束(通常表示为32)。在该实施例中，成像放射源是x射线源30，其被配置为千伏(kV)源(例如，能量水平在大约20kV至大约150kV的范围内的临床x射线源)。在一个实施例中，kV放射源包括高达150keV的千电子伏特峰值光子能量(keV)。成像放射源可以是适用于成像的任何类型的透射源。例如，成像放射源可以是例如x射线生成源(包括用于CT的)或产生具有足够能量和通量的光子的任何其他方式(例如，伽马源(例如，钴57，能量峰值在122keV)、x射线荧光源(例如，通过Pb k线的荧光源，在约70keV和约82keV处具有两个峰)等)。对于特定实施例，本文中对x射线、x射线成像、x射线成像源等的引用是示例性的。在其他各种实施例中，其他成像透射源可以互换使用。

x射线成像设备10还可以包括另一个放射源20，其耦接到可旋转门架12或以其他方式由可旋转门架12支撑。根据一个实施例，放射源20被配置为治疗性放射源，例如，用于治疗关注区域中的患者体内的肿瘤的高能量放射源。应当理解，在不背离公开的技术的范围的情况下，治疗性放射源可以是高能量x射线束(例如，兆伏(MV)x射线束)和/或高能量粒子束(例如，电子束、质子束或重离子(例如，碳)束)或另一个合适形式的高能量放射。在一个实施例中，放射源20包括1MeV或更大的兆电子伏特峰值光子能量(MeV)。在一个实施例中，高能量x射线束具有大于0.8MeV的平均能量。在另一个实施例中，高能量x射线束具有大于0.2MeV的平均能量。在另一个实施例中，高能量x射线束具有大于150keV的平均能量。通常，放射源20具有比成像放射源30更高的能量水平(峰值和/或平均值等)。

在一个实施例中，放射源20是产生治疗性放射(例如，MV)的LINAC，并且成像系统包括独立的成像放射源30，其产生相对低强度和较低能量的成像放射(例如，kV)。在其他实施例中，放射源20可以是放射性同位素，例如，钴-60，其通常可以具有大于1MeV的能量。放射源20可以根据治疗计划向被支撑在患者支撑物18上的患者内的关注区域(ROI)发出一个或多个放射束(通常由22表示)。

在一些实施例中，放射源20、30可以彼此结合使用以提供更高质量和被更好地利用的图像。在其他实施例中，至少一个另外的放射源可以耦接到可旋转门架12，并且被操作以在与放射源20、30的峰值光子能量不同的峰值光子能量下采集投射数据。

尽管图1和图2描绘了具有安装到环形门架12的放射源30的x射线成像设备10，但是其他实施例可以包括其他类型的可旋转成像设备，包括例如基于C形臂门架的系统和基于机械臂的系统。在基于门架的系统中，门架使成像放射源30围绕通过等中心点的轴进行旋转。基于门架的系统包括C形臂门架，在该C形臂门架中，成像放射源30以悬臂式方式安装在通过等中心点的轴上方并围绕该轴旋转。基于门架的系统还包括环形门架，例如可旋转门架12，其具有通常为环形的形状，其中患者的身体延伸通过环/环面的孔，并且成像放射源30安装在环的周界上并且围绕通过等中心点的轴旋转。在一些实施例中，门架12连续旋转。在其他实施例中，门架12利用基于电缆的系统，该系统反复地旋转和反转。

检测器34(例如，二维平面检测器或弯曲的检测器)可以耦接到可旋转门架12或以其他方式由可旋转门架12支撑。检测器34(例如，x射线检测器)定位成从x射线源30接收放射，并且可以与x射线源30一起旋转。检测器34可以检测或以其他方式测量未衰减的放射量，并因此推断出实际上由于患者或关联的患者ROI而衰减的放射量(与最初生成的放射量进行比较)。随着放射源30围绕患者旋转并朝向患者发出放射，检测器34可以从不同角度检测或以其他方式收集衰减数据。

应当理解，在不脱离公开的技术的范围的情况下，检测器34可以采取多种配置。如图2所示，检测器34可以被配置为平板检测器(例如，多行平板检测器)。根据另一个示例性实施例，检测器34可以被配置为弯曲的检测器。

相对于成像(x射线)源30对准直器或射束成形器组件(通常表示为36)进行定位，以选择性地控制和调整由x射线源30发出的放射束32的形状，从而选择性地暴露检测器34的有效区域的一部分或区段。射束成形器还可以控制放射束32如何定位在检测器34上。在一个实施例中，射束成形器36可以具有一个度/维度的运动(例如，以形成较细或较宽的狭缝)。在另一个实施例中，射束成形器36可以具有两个度/维度的运动(例如，以形成各种尺寸的矩形)。在其他实施例中，射束成形器36可以具有各种其他动态控制的形状，包括例如平行四边形。所有这些形状都可以在扫描期间中动态地调整。在一些实施例中，可以旋转和平移射束成形器的阻挡部分。

可以控制射束成形器36以按照许多几何形状动态地调整由x射线源30发出的放射束32的形状，包括但不限于扇形射束或锥形射束，其具有低至一个检测器行宽度的射束厚度(宽度)或包括多个检测器行，多个检测器行将仅是该检测器的有效区域的一部分。在各种实施例中，射束的厚度可以暴露几厘米的较大的检测器有效区域。例如，5-6厘米检测器的3-4厘米(在检测器平面中在纵向方向上测得)可以选择性地暴露于成像放射32。在该实施例中，每次读取时可以捕获3-4厘米的投射图像数据，在一侧或每侧大约有1-2厘米的未暴露的检测器区域，其可用于捕获散射数据，如下所述。

在其他实施例中，有效检测器的或多或少的一部分可以选择性地暴露于成像放射。例如，在一些实施例中，射束厚度可以减小到大约两厘米、一厘米、小于一厘米或相似大小的范围，包括利用较小的检测器。在其他实施例中，射束厚度可以增加到大约4厘米、5厘米、大于5厘米或类似大小的范围，包括使用更大的检测器。在各种实施例中，暴露的检测器区域与有效的检测器区域的比率可以是30-90％或50-75％。在其他实施例中，暴露的检测器区域与有效的检测器区域的比率可以是60-70％。然而，在其他实施例中，各种其他的暴露区域大小和有效区域大小或暴露的检测器区域与有效的检测器区域的比率可能是合适的。射束和检测器可以被配置为使得检测器的阴影区域(有效的但未暴露于直接放射)足以捕获半影区域以外的散射数据。

各种实施例可以包括控制检测器的选择性暴露的特征的优化(例如，射束大小、射束/孔径中心、准直、间距、检测器读取范围，检测器读取中心等)，使得测得的数据对于主要(暴露的)区域和阴影区域而言是足够的，但还针对速度和剂量控制进行了优化。可以控制射束成形器36的形状/位置和检测器34的读取范围，使得基于正在执行的特定成像任务和散射估计过程，来自x射线源30的放射束32尽可能多地或尽可能少地覆盖x射线检测器34，包括例如窄aFOV扫描和宽aFOV扫描的组合。

可以以各种方式配置射束成形器，以允许其调整由x射线源30发出的放射束32的形状。例如，准直器36可以被配置为包括一组钳口(jaw)或其他合适的构件，其限定并选择性地调整孔的尺寸，来自x射线源30的放射束可以以准直的方式穿过该孔。根据一个示例性配置，准直器36可包括上钳口和下钳口，其中，上钳口和下钳口可在不同方向(例如，平行方向)上移动，以调整来自x射线源30的放射束穿过的孔的尺寸，并且还调整相对于患者的射束位置，以仅照射要成像的患者部分，从而优化成像并最小化患者剂量。例如，准直器可以被配置为多叶准直器(MLC)，其可以包括多个交错的叶片，这些叶片是可操作的以移动到最小打开或关闭位置与最大打开位置之间的一个或多个位置。应当理解，叶片可以移动到期望的位置，以实现由放射源发出的放射束的期望形状。在一个实施例中，MLC能够达到亚毫米级的瞄准准确度。

根据一个实施例，来自x射线源30的放射束32的形状可以在图像采集期间改变。换句话说，根据一种示例性实现方式，可以在扫描之前或期间调整射束成形器36的叶片位置和/或孔径宽度。例如，根据一个实施例，可以在x射线源30的旋转期间选择性地控制和动态地调整射束成形器36，使得放射束32的形状具有足够的主要/阴影区域，并且被调整为仅包括成像期间关注的对象(例如，前列腺)。由x射线源30发出的放射束32的形状可以在扫描期间或之后根据期望的图像采集而改变，期望的图像采集可以基于成像和/或治疗反馈，如下面更详细地讨论。

检测器24可以耦接到可旋转门架12或以其他方式由可旋转门架12支撑，并且被定位成接收来自治疗性放射源20的放射22。检测器24可以检测或以其他方式测量未衰减的放射量，并因此推断出实际上由于患者或关联的患者ROI而衰减的放射量(与最初生成的放射量进行比较)。随着治疗性放射源20围绕患者旋转并朝向患者发出放射，检测器24可以从不同角度检测或以其他方式收集衰减数据。

将进一步理解到，治疗性放射源20可以包括射束成形器或准直器或以其他方式与之相关联。与治疗性放射源20相关联的准直器/射束成形器可以以多种方式配置，类似于与成像源30相关联的准直器/射束成形器36。

治疗性放射源20可以被安装、配置和/或移动到与成像源30相同的平面或不同的平面(偏移)中。在一些实施例中，由放射源20、30的同时激活引起的散射可以通过使放射平面偏移来减小。

当与放射治疗装置集成在一起时，成像设备10可以提供图像，这些图像用于设置(例如，对准和/或配准)、计划和/或引导放射施照程序(治疗)。通过将当前(治疗中的)图像与治疗前的图像信息进行比较来完成典型的设置。治疗前的图像信息可以包括例如x射线、CT数据、CBCT数据、磁共振成像(MRI)数据、正电子发射断层扫描(PET)数据或3D旋转血管造影(3DRA)数据和/或任何从这些或其他成像模式获得的信息。在一些实施例中，成像设备10可以跟踪治疗中的患者、目标对象或ROI运动。

重建处理器40可以可操作地耦接到检测器24和/或x射线检测器34。在一个实施例中，重建处理器40被配置为基于检测器24、34从放射源20、30接收到的放射来生成患者图像。应当理解，重建处理器40可以被配置为用于执行以下更全面描述的方法。设备10还可包括适合于存储信息的存储器44，该信息包括但不限于处理和重建的算法和软件、成像参数、来自先前的或以其他方式先前获得的图像(例如，计划图像)的图像数据、治疗计划等。

x射线成像设备10可以包括操作者/用户界面48，在界面处，x射线成像设备10的操作者可以与x射线成像设备10交互或以其他方式控制x射线成像设备10，以提供与扫描或成像参数等有关的输入。操作者界面48可以包括任何合适的输入装置，例如键盘、鼠标、声控控制器等。x射线成像设备10还可以包括显示器52或其他人类可读元件，用于向成像设备10的操作者提供输出。例如，显示器52可以允许操作者观察重建的患者图像和其他信息，例如与x射线成像设备10的操作有关的成像或扫描参数。

如图2所示，x射线成像设备10包括控制器(通常表示为60)，其可操作地耦接到设备10的一个或多个组件。控制器60控制设备10的整体运转和操作，包括向x射线源30和/或治疗性放射源20以及控制可旋转门架12的旋转速度和位置的门架马达控制器提供功率和时序信号。应当理解，控制器60可以涵盖以下中的一个或多个：患者支撑控制器、门架控制器、耦接到治疗性放射源20和/或x射线源30的控制器、射束成形器36控制器、耦接到检测器24和/或检测器34的控制器等。在一个实施例中，控制器60是可以控制其他组件、装置和/或控制器的系统控制器。

在各种实施例中，重建处理器40、操作者界面48、显示器52、控制器60和/或其他组件可以组合成一个或多个组件或装置。

设备10可以包括各种组件、逻辑和软件。在一个实施例中，控制器60包括处理器、存储器和软件。通过示例而非限制的方式，x射线成像设备和/或放射治疗系统可以包括各种其他装置和组件(例如，门架、放射源、准直器、检测器、控制器、电源、患者支撑物等)，其可以针对特定应用实现与成像和/或IGRT相关的一个或多个例程或步骤，其中，例程可以包括成像、施照前的基于图像的步骤和/或放疗施照，包括可以存储在存储器中的相应的装置设置、配置和/或位置(例如，路径/轨迹)。此外，控制器可以根据存储在存储器中的一个或多个例程或过程来直接或间接地控制一个或多个装置和/或组件。直接控制的示例是与成像或治疗相关联的各种放射源或准直器参数(功率、速度、位置、定时、调制等)的设置。间接控制的示例是将位置、路径、速度等传达到患者支撑控制器或其他外围装置。可以与成像设备相关联的各种控制器的层级结构可以以任何合适的方式布置，以将合适的命令和/或信息传达到期望的装置和组件。

此外，本领域技术人员将理解到，可以利用其他计算机系统配置来实现系统和方法。可以在分布式计算环境中实践本发明的所示方面，在分布式计算环境中，某些任务由通过通信网络链接的本地或远程处理装置执行。例如，在一个实施例中，重建处理器40可以与单独的系统相关联。在分布式计算环境中，程序模块可以位于本地和远程的存储装置中。例如，可以将远程数据库、本地数据库、云计算平台、云数据库或其组合与x射线成像设备10一起使用。

x射线成像设备10可以利用示例性环境来实现本发明的各个方面，该示例性环境包括计算机，其中，该计算机包括控制器60(例如，包括处理器和存储器(其可以是存储器44))和系统总线。系统总线可以将系统组件(包括但不限于存储器)耦接到处理器，并且可以与其他系统、控制器、组件、装置和处理器进行通信。存储器可以包括只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、硬盘驱动器、闪存驱动器以及任何其他形式的计算机可读介质。存储器可以存储各种软件和数据，包括例程和参数，其可以包括例如治疗计划。

治疗性放射源20和/或x射线源30可以可操作地耦接到控制器60，该控制器60被配置为控制治疗性放射源20和x射线源30的相对操作。例如，可以控制x射线源30，并且x射线源30可以与治疗性放射源20同时操作。附加地或替代地，取决于正在实现的特定治疗和/或成像计划，可以控制x射线源30，并且x射线源30可以与治疗性放射源20顺序地操作。

将会理解到，x射线源30和x射线检测器34可以被配置为在成像扫描期间以多种方式提供围绕患者的旋转。在一个实施例中，使x射线源30的运动和曝光与患者支撑物18的纵向运动同步可以在手术期间提供对患者图像的连续螺旋采集。除了放射源20、30和检测器24、34的连续旋转(例如，门架以恒定的患者运动速度连续且恒定地旋转)之外，应当理解，在不脱离公开的技术的范围的情况下，可以采用其他变型。例如，可以控制可旋转门架12和患者支撑物，使得在将支撑物控制为(以恒定或可变的速度)相对于可旋转门架12移动时，门架12围绕支撑在患者支撑物上的患者以“来回”方式(例如，交替地顺时针旋转和逆时针旋转)进行旋转(与如上文所述，与连续的方式相反)。在另一个实施例中，在连续的步进拍摄环形扫描的情况下，患者支撑物18在纵向方向上的移动(步进)与可旋转门架12的扫描旋转(拍摄)交替，直到捕获到期望的体积为止。x射线成像设备10能够进行基于体积和基于平面的成像采集。例如，在各种实施例中，x射线成像设备10可以用于获取体积图像和/或平面图像(例如，通过使用x射线源30和检测器34)并执行相关联的处理，包括下面描述的散射估计/校正方法。

可以利用各种其他类型的放射源和/或患者支撑物移动来实现放射源和患者的相对运动以生成投射数据。可以使用放射源和/或患者支撑物的非连续运动、连续但可变/非恒定(包括线性和非线性)的移动、速度和/或轨迹等、以及它们的组合，包括结合上述放射治疗装置10的各种实施例。

在一个实施例中，门架12的旋转速度、患者支撑物18的速度、射束成形器36的形状和/或检测器34的读取在图像采集期间可以全部保持恒定。在其他实施例中，这些变量中的一个或多个可以在图像采集期间动态地改变。可以改变门架12的旋转速度、患者支撑物18的速度、射束成形器36的形状和/或检测器34的读取以平衡不同的因素，包括例如图像质量和图像采集时间。

在其他实施例中，这些特征可以与一个或多个其他基于图像的活动或程序相结合，包括例如患者设置、自适应治疗监测、治疗计划等。

图像质量有很多决定因素(例如，x射线源焦点尺寸、检测器动态范围等)。kV CBCT图像质量的限制是散射。各种方法可以用于减少散射。一种方法是使用防散射光栅(其对散射进行准直)。但是，在kV成像系统上实现散射光栅可能是有问题的，包括对于运动跟踪和校正。为了提高图像数据的质量，需要准确地估计投射数据中的散射。在各种实施例中，可以基于在宽aFOV区域内的窄aFOV区域中获取的(相对无散射的)投射数据来估计在检测器34的宽aFOV区域中获取的投射数据中的散射。

特别地，可以使用窄孔径在目标对象的窄区域中获取数据，使得散射是最小的/可忽略的，或者可以使用简单的技术准确地获得散射。例如，使用基于核的散射校正、准直器阴影拟合估计等，窄孔径数据可以是无散射的、几乎无散射的或本身是经过散射校正的。窄孔径可以具有适合特定应用的任何大小，包括例如在一些实施例中具有2-3mm、1cm、2cm和/或小于宽孔径的任何大小等。也可以使用宽孔径在目标对象的宽区域中获取数据，其中，窄区域处于宽区域内。宽孔径还可以具有适合于特定应用的任何大小，包括例如在一些实施例具有5cm、10cm、15cm、20cm和/或比窄孔径大的任何大小等。在各种实施例中，窄孔径数据可用于改善在宽区域中获取的CBCT数据的基于核的散射估计和校正。如下面详细讨论的，可以在投射域或重建中完成在宽扫描中使用窄扫描来改善散射估计的过程。该过程也可以以非迭代或迭代的方式进行。

在示例性实施例中，图3示出了用于对目标对象310的轴向区域成像的示例性扫描设计300的图示。大/宽aFOV射束312用于扫描目标对象310的宽区域314，宽区域314示出为具有轴向长度W。小/窄aFOV射束316用于扫描窄区域318，窄区域318示出为具有轴向长度N

轴向长度N

在该比较之后，窄区域318的真实散射可用于以高置信度优化被应用于整个宽区域314的散射估计技术。如果目标对象在宽区域314中具有最小的变化，则这可能是特别有效的。如下面详细讨论的，可以以非迭代或迭代的方式进行优化。在一些实施例中，可以在宽aFOV CBCT扫描(例如，来自宽区域314)的轴向范围中获取多个窄孔径数据集(例如，来自窄区域318、322)以改善散射校正。

在一个实施例中，散射估计技术利用基于核的散射估计/校正。例如，应用于窄区域318中来自宽扫描的投射数据的基于核的散射估计技术可以受约束，使得由基于核的散射估计技术生成的散射估计产生针对窄区域318的确定的准确散射估计，因为已知针对窄区域318的真实散射。然后，受约束的(优化的)基于核的散射估计技术可以应用于宽区域314的其余部分，从而获得改善的结果(例如，与不受约束的应用相比)。基于核的技术可以基于患者相关的和/或系统相关的因素来提高准确度。

在一些实施例中，可以作为更大的轴向范围的一部分来扫描多于一个的宽aFOV区域(例如，314)。这些宽aFOV区域314中的每一个可包括一个或多个窄aFOV区域(例如，318、322)。

如图3所示，扫描设计300的一个实施例可以包括患者胸部的大aFOV CBCT扫描(314)和具有窄孔径的区域的互补扫描(318)。在一些实施例中，为了更好的性能，可以确定并获取多个窄孔径扫描(318、322)，其中，位置分布在大aFOV(314)内部。与区域318、322相关联的窄孔径扫描可以使用临床上有效的协议，根据这些的窄孔径316、320覆盖的范围的准确重建也可以用于临床应用。在一些实施例中，当仅用于改善散射校正时，窄孔径扫描可以使用快速门架旋转和稀疏角度采样，以最小化对总的扫描时间和患者剂量的影响。

当由射束成形器36创建的孔径足够窄时(例如，分别与窄区域318、322相关联的射束316、320)，投射数据中的散射基本上可忽略不计。因此，在一个实施例中，窄孔径数据可以用作无散射数据。在另一个实施例中，一些简单的技术可以有效且准确地估计投射数据中的少量散射。以这种方式，对窄孔径数据进行散射校正以成为无散射数据。例如，如上所述，用于窄孔径数据的简单且有效的散射校正方法可以包括使用形成孔径的射束成形器准直器的阴影中的数据进行拟合、基于核的散射校正等。将窄孔径数据称为无散射数据可以是对窄孔径数据进行初始散射校正的结果。

以下流程图和框图示出了与根据上述系统的散射估计和校正相关联的示例性配置和方法。可以以逻辑、软件、硬件或其组合来执行示例性方法。另外，尽管程序和方法是按顺序给出的，但是这些框可以以不同的顺序执行，包括串行和/或并行。此外，可以使用附加的步骤或更少的步骤。

图4是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计(例如，上面描述的那些)在投射数据域中进行散射估计的示例性方法400的流程图。来自窄区域的窄扫描数据410和来自宽区域的宽扫描数据420例如从使用上述成像设备10的数据获取中提供或接收。如上所述，例如在图3中，窄区域处于宽区域内。窄扫描数据410是无散射的，而宽扫描数据420包含散射。在该实施例中，步骤412隔离宽扫描数据420中与窄区域重叠的部分。接下来，在步骤414处，方法400从宽扫描数据420中与窄区域相对应的隔离部分(具有散射)中减去窄扫描数据410(无散射)。所得到的数据是窄区域中的真实(测得的)散射416。

在步骤422处，方法400使用散射估计技术来估计宽扫描数据420中的散射，该散射估计技术可以包括例如基于核的散射估计技术。接下来，在步骤424处，窄区域中的估计的散射与宽区域中的估计的散射隔离。所得到的数据是使用散射估计技术的窄区域中的估计的散射426。

然后，在步骤430处，方法400确定窄区域中的真实(测得的)散射416与估计的散射426之间的差异。该差异可以用于在步骤432处优化散射估计技术。例如，可以通过最小化估计的散射426与真实散射416之间的差异来优化散射估计技术。最小化该差异可以包括各种类型的拟合过程。在一个非迭代实施例中，优化过程可以包括最小二乘解。然后，在步骤434处，可以使用优化的(例如，拟合后的基于核的)散射估计技术来以改善的准确度重新估计其余宽扫描数据420中的散射。可以在宽区域的重建过程中使用散射估计。

图5是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计(例如，上面描述的那些)在投射数据域中进行散射估计的另一个示例性方法500的流程图。方法500类似于方法400，除了在该实施例中，在步骤522处，方法500仅使用散射估计技术来初始估计宽扫描数据420中与窄区域重叠的隔离部分中的散射。与在隔离窄区域之前估计整个宽扫描数据420中的散射(如在方法400的步骤422和424中那样)相比，这在计算上不那么密集。在该实施例中，隔离的宽扫描数据可以直接来自步骤412。所得到的数据是使用散射估计技术的窄区域中的估计的散射426。其他步骤如方法400中那样执行。

图6是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计(例如，上面描述的那些)在投射数据域中进行散射估计的示例性迭代方法600的流程图。方法600类似于方法500，除了在该实施例中，在步骤430之后，方法600实现了散射估计技术的迭代优化。具体地，在步骤632处，方法600确定窄区域中的真实(测得的)散射416与估计的散射426之间的差异是否需要进一步的修正或优化。在各种实施例中，为了在步骤632处确定是否需要进一步的修正，来自步骤430的差异(其表示来自散射估计技术的估计的散射426与真实散射416的接近程度)可以经受各种条件/分析，包括例如可以将该差异与阈值进行比较，可以将当前迭代与先前迭代之间的差异与阈值或阈值速率进行比较(例如，以确定对该估计的迭代/逐步改善的收敛速率)，可以将迭代次数(循环回到步骤522)与阈值进行比较，可以将与扫描和/或迭代过程相关联的时间与阈值进行比较(例如，以考虑整体工作流程)，这些和/或其他因素(包括加权平均值)的组合等。

如果步骤632处的分析确定来自步骤430的差异需要进一步修正，则方法600进行到步骤634以在考虑到来自步骤430的差异的情况下优化散射估计技术。例如，可以通过最小化估计的散射426与真实散射416之间的差异来优化散射估计技术。最小化差异可以包括各种类型的拟合过程。在多次迭代的情况下，步骤634可以是进一步的优化。

如果步骤632处的分析确定来自步骤430的差异不需要进一步修正，则方法600进行到步骤636，从而以提高的准确度将优化的(例如，拟合后的基于核的)散射估计技术应用于宽扫描数据420的其余部分。

以这种方式，获取到的窄孔径扫描数据，与基于核的散射估计相结合，可以用于改善成像模式中的宽孔径扫描数据的散射估计。例如，成像可以包括x射线成像、CT成像、CBCT成像等。基于核的散射估计和校正，包括修正的/优化的实施例，可以用来改善图像质量和定量。射束成形器(例如，具有成组的准直器)可以有效地阻挡部分射束以形成用于成像的孔径，其中，可以改变孔径的大小以允许非常窄的孔径数据采集。相对于患者的孔径位置可以相对于患者发生变化。在各种实施例中，来自大aFOV(宽区域)扫描的数据的基于核的散射估计与相同角度下的小aFOV(窄区域)中的测得的散射进行比较。测得的散射是从包括相同角度/视角下的相同区域处的散射的数据中减去窄孔径扫描的无散射数据的结果。

可以通过最小化估计的散射和测得的散射之间的差异来优化基于核的散射估计。然后，可以将优化后的基于核的散射估计应用于大aFOV数据的其余部分，以提高散射校正的准确度。

如上所述，优化散射估计技术也可以在重建域中发生，在重建域中，从窄孔径扫描数据重建的图像可以被认为是无散射图像。例如，通过基于核的散射校正技术，可以将来自宽孔径扫描数据的相同区域的重建与无散射图像进行比较。可以优化散射校正技术以最小化差异。在一些实施例中，例如，对于预期的临床应用，差异可以仅集中在某些图像方面。例如，如果宽aFOV图像用于放射治疗自适应计划，则定量准确度对于剂量计算至关重要，而低对比度恢复对于用于剂量计划的肿瘤检测和轮廓描绘至关重要。

图7是描绘使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计(例如，上面描述的那些)在重建域中进行散射校正的示例性方法700的流程图。来自窄区域的窄扫描数据410和来自宽区域的宽扫描数据420例如从使用上述成像设备10的数据采集中提供或接收。如上所述，例如在图3中，窄区域处于宽区域内。窄扫描数据410是无散射的，而宽扫描数据420包含散射。在该实施例中，步骤712使用窄扫描数据410重建窄区域。所得到的图像是无散射的窄区域图像714。

在步骤722处，方法700通过散射校正技术使用宽扫描数据420隔离和重建窄区域，该散射校正技术可以包括例如基于核的散射估计/校正技术。所得到的图像是散射校正后的窄区域图像724。

然后，在步骤730处，方法700确定无散射的窄区域图像714与散射校正后的窄区域图像724之间的差异。该差异可用于在步骤732处优化散射校正技术。例如，可以通过最小化无散射的窄区域图像714和散射校正后的窄区域图像724之间的差异来优化散射校正技术。最小化差异可以包括各种类型的拟合过程。在一个非迭代实施例中，优化过程可以包括最小二乘解。然后，在步骤734处，可以使用优化后的(例如，拟合后的基于核的)散射校正技术来以提高的准确度使用宽扫描数据420重建宽区域。

图8是描述使用具有宽扫描区域内的窄扫描区域的扫描设计(例如，上面描述的那些)在重建域中进行散射校正的示例性迭代方法800的流程图。方法800类似于方法700，除了在该实施例中，在步骤730之后，方法800实现了散射校正技术的迭代优化。具体地，在步骤832处，方法800确定无散射的窄区域图像714和散射校正后的窄区域图像724之间的差异是否需要进一步的修正或优化。在各种实施例中，为了在步骤832处确定是否需要进一步的修正，来自步骤730的差异(其表示使用散射校正技术的散射校正后的窄区域图像724与无散射的窄区域图像714的接近程度)可以经受各种条件/分析，包括例如可以将该差异与阈值进行比较，可以将当前迭代与先前迭代之间的差异与阈值或阈值速率进行比较(例如，以确定对校正后的图像的逐步改善的收敛速率)，可以将迭代次数(循环回到步骤722)与阈值进行比较，可以将与扫描和/或迭代过程相关联的时间与阈值进行比较(例如，以考虑整体工作流程)，这些和/或其他因素(包括加权平均值)的组合等。

如果步骤832处的分析确定来自步骤730的差异需要进一步修正，则方法800进行到步骤834，以在考虑到来自步骤730的差异的情况下优化散射校正技术。例如，可以通过最小化无散射的窄区域图像714和散射校正后的窄区域图像724之间的差异来优化散射校正技术。最小化差异可以包括各种类型的拟合过程。在多次迭代的情况下，步骤834可以是进一步的优化。

如果步骤832处的分析确定来自步骤730的差异不需要进一步修正，则方法800进行到步骤836，从而通过以提高的准确度将优化的(例如，拟合后的基于核的)散射校正技术应用于宽扫描数据420的其余部分来重建宽区域。

如上所述，可以使用临床有效的协议来获取窄孔径数据。在这些实施例中，数据可以用于准确地重建患者的该部位的图像。从患者相同部位的大aFOV数据重建的图像可以与来自狭窄孔径重建的图像进行比较。可以优化大aFOV数据(宽区域)的基于核的散射校正，使得重建的图像与相同部位(窄区域)处的窄孔径图像匹配。因此，通过优化的基于核的散射校正，改善了宽区域的其余部分重建的图像。在一个实施例中，基于核的散射校正可以通过使用临床上期望的标准在患者的相同部位(窄区域)匹配大aFOV(宽区域)图像和窄孔径图像进行优化。例如，一个标准是匹配低对比度恢复用于肿瘤检测和轮廓描绘。另一个标准是匹配定量准确度用于自适应放射治疗的剂量模拟和剂量计划。

可以考虑各种因素来确定是否在投射数据域和/或重建域中执行上述方法，包括例如基于准确度、时间、工作流程、可用数据等。在某些情况下，只有一个域是可能的，或者一个域可能是更优选的。例如，参考图3，其中，窄区域射束320是倾斜的，如图所示，窄孔径数据不允许重建准确的图像。因此，与窄区域322相关联的窄扫描数据可以仅用于改善投射域中的散射估计。

在各个实施例中，图像的重建可以是分析重建和/或迭代重建。

可以通过各种技术来确定和/或优化用于窄区域(例如，如图3中所示，318、322)的窄扫描的细节(包括数量、轴向位置、角度、大小、窄/宽尺寸比率等)。在尚未完成宽扫描的实施例中，确定窄扫描的细节也可以包括确定宽扫描的细节，包括例如数量、大小、比率等。可以执行优化过程以确定窄和/或宽扫描的细节(包括数量、轴向位置、角度、大小、窄/宽尺寸比率等)，以优化上述各种因素，包括总扫描时间、工作流程等。例如，在一些实施例中，可以从先前的图像(例如，计划CT图像、来自先前的治疗子部分的CBCT图像等)确定窄扫描。在一些实施例中，可以从适合于特定宽区域的预定窄扫描库中选择窄扫描，包括基于典型的均匀性/方差和适合作为较宽区域的基础的窄区域。在其他实施例中，例如，当先前的图像不可用时，可以通过使用从侦察扫描和/或宽区域扫描重建的图像来即时确定窄扫描。

例如，在一个实施例中，在宽区域扫描获取到足够的数据以用于可接受的图像重建之后，可以开始相对较快的宽扫描数据的重建。然后宽区域的重建的图像可以用于标识一个或多个窄扫描，例如基于以下各项：宽区域的均匀性(或均匀性的缺失)、轴向长度、使用临床协议或仅用于散射校正的协议(其可以包括用于螺旋扫描的较小的投射角、较大的间距等)。在一些实施例中，在确定窄扫描的数量时可以考虑其他因素，例如，工作流程。在一个实施例中，计算机算法/分析可以基于宽区域的重建的图像来自动确定窄扫描的细节。在另一个实施例中，用户可以基于对宽区域的重建的图像的审查来确定窄扫描的细节。然后可以将窄区域信息反馈到系统以控制窄扫描。

例如，图9是描绘从先前的图像数据确定窄扫描以用于窄/宽扫描设计(诸如以上描述的那些)的示例性方法900的流程图。患者先前的图像数据905(例如，先前的图像，其可以是先前获取的计划图像，包括先前的CT图像)可以例如从另一个源或使用上述x射线成像设备10的数据采集来提供或接收。在步骤910处，如上所述，方法900基于先前的图像数据905确定窄扫描的细节。如上所述，在本实施例中，确定窄扫描的细节可以包括确定宽扫描的细节，包括优化过程。然后，在步骤920处，方法900例如使用上述成像设备10来发起窄区域扫描和宽区域扫描。所得到的数据是窄区域的窄扫描数据410和宽区域的宽扫描数据420。可以根据上述散射估计和校正方法来使用扫描数据410、420。

在另一个实施例中，图10是描绘从宽扫描数据确定窄扫描以用于窄/宽扫描设计(诸如以上描述的那些)的示例性方法1000的流程图。在步骤1010处，方法1000例如使用上述成像设备10对患者执行宽区域扫描以支持成像和/或治疗目的。所得到的数据是宽区域的宽扫描数据420。然后，在步骤1020处，方法1000开始重建宽扫描数据420。在步骤1030处，至少基于患者的部分地重建的图像，方法1000基于重建的图像确定窄扫描的细节，如以上所讨论的。然后，在步骤1040处，方法1000例如使用上述成像设备10来发起窄扫描。所得到的数据是窄区域的窄扫描数据410。可以根据上述散射估计和校正方法来使用扫描数据410、420。

以这种方式，窄孔径扫描(包括例如数量、位置、角度、大小等)可以使用先前的图像来确定，或者在来自宽孔径扫描的数据/图像信息可用的情况下即时确定。例如，当即时确定窄孔径扫描的大小和位置以及获取窄孔径数据的角度时，首先从宽区域扫描中获得患者的图像。然后，宽扫描数据的一部分或全部用于获得患者的图像，包括在大aFOV数据采集(宽区域扫描)仍在进行的同时的图像重建(同时重建/采集)或在大aFOV扫描完成之后的重建。窄孔径扫描细节的确定可以使用算法/软件，该算法/软件使用从获得的患者图像确定的图像不均匀性。

当以上设备和方法用于投射域中的散射校正时，其可以应用于每个投射视图，其中，每个投射视图是平面图像。在一个实施例中，使用平面x射线图像(例如，用于运动跟踪)，先前可用的体积图像可以与基于核的散射估计技术一起用于估计平面图像中的散射，以进行散射校正(例如，以提高对比度)。上述方法可以利用在窄孔径数据中测得的散射来改善基于核的散射估计。

在另一个实施例中，首先可以通过宽孔径和准直器阴影区域获取平面图像。接下来，准直器阴影可以用于使用阴影拟合技术来估计平面图像中的散射。然后，窄孔径数据可用于测量窄区域中的散射。该结果可用于修正用于宽孔径散射估计的阴影拟合技术。

与现有技术相比，上述设备和方法具有若干优点。例如，该设备和方法可以改善CBCT中常规的基于核的散射估计和校正方法的性能。特别地，可以在患者高度不均匀的区域的并具有较大轴向视场的扫描的背景下体现这些改进。

在一个实施例中，与基于核的常规方法相比，当针对窄孔径覆盖的区域进行优化时，将基于核的模型用于散射估计/校正，对于宽区域的其余部分更加准确。窄孔径数据(无散射)提供补充信息，以优化或约束基于核的模型，从而在散射估计/校正过程中提高了基于核的模型的准确度。以这种方式，优化过程可以非常简单明了但是非常有效。

如上所述，窄区域扫描可以使用临床上有效的协议，该协议允许准确地重建由孔径覆盖的窄区域。因此，与窄扫描关联的剂量和扫描时间被充分利用而不浪费。在其他实施例中，窄区域扫描可以仅用于散射校正目的。在这些实施例中，采集可以使用快速门架旋转和/或获取角度稀疏数据。因此，可以最小化窄区域扫描对患者剂量和扫描时间的影响。

各种实施例可以利用不同的扫描几何形状、检测器定位(包括偏移检测器)和/或射束成形器窗口形状。在一些实施例中，如果检测器居中，则窄和/或宽扫描轨迹可以是180度，而如果检测器偏移，则窄和/或宽扫描轨迹可以高达360度。

如上所述，公开的技术的各方面可以在利用集成的千伏(kV)CT的放射疗法装置和方法中使用，以与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分使用。根据一个实施例，图像采集方法包括或以其他方式利用螺旋源轨迹(例如，围绕中心轴的连续源旋转以及患者支撑物通过门架孔的纵向移动)或具有kV射束准直的圆形扫描，以及快速滑环旋转，例如以在放射治疗施照平台上提供kV CT成像。应当理解，这种实现方式可以提供减小的散射和改进的散射估计，以实现比常规系统更高质量的kV图像。

将进一步理解到，与多次射束旋转相关联以完成体积图像的任何潜在增加的扫描时间可以通过高kV帧频、高门架速率和/或稀疏数据重建技术来减轻或以其他方式抵消。还将认识到，上述提供的可选择性地控制的准直器/射束成形器允许以下系统，其中，用户可以根据特定的应用和/或临床需要进行权衡或以其他方式改变图像采集时间与图像质量的关系。还应当理解，放射治疗施照装置可以受控制以提供具有快速图像采集时间(例如，用于运动跟踪)的半旋转或单旋转锥形射束CT扫描(由于散射而可能降低图像质量)，以及通过窄/狭缝扇形射束进行圆形或连续螺旋采集，其具有更长的采集时间但由于散射减少而提高了图像质量。一个或多个优化过程也可应用于所有上述实施例，以确定射束定位、确定读取范围、估计散射等。

图11是描绘了使用放射治疗装置(包括例如成像设备10)的IGRT的示例性方法1100的流程图。患者先前的图像数据1105可用于使用(例如，先前的图像，其可以是先前获取的计划图像，包括先前的CT图像，如上所述)。在一些实施例中，先前的图像数据1105由相同的放射治疗装置但是在更早的时间生成。在步骤1110处，使用低能量放射源(例如，来自x射线源30的kV放射)执行患者的成像。在一个实施例中，成像包括具有扇形射束或锥形射束几何形状的圆形扫描。步骤1110可以使用上述散射估计和校正技术产生高质量(HQ)图像或成像数据1115。在一些实施例中，可以调整图像质量以优化图像质量/分辨率和剂量之间的平衡。换句话说，并非所有图像都需要具有最高质量，或者可以调整图像质量以优化或权衡图像质量/分辨率与图像采集时间之间的平衡。成像步骤1110还可包括图像处理1120，用于基于成像/扫描数据(例如，根据上面描述的方法)生成患者图像。尽管图像处理步骤1120被示出为成像步骤1110的一部分，但是在一些实施例中，图像处理步骤1120是单独的步骤，包括由单独的装置执行图像处理。

接下来，在步骤1130处，至少部分地基于来自步骤1110的成像数据1115，执行下面讨论的一个或多个施照前的基于图像的步骤。如下面更详细地讨论，步骤1130可以包括：确定与治疗性处理和(随后的)成像计划相关联的各种参数。在一些实施例中，施照前的基于图像的步骤(1130)在放疗施照(1140)之前可能需要更多的成像(1110)。步骤1130可以包括基于成像数据1115来调整治疗计划，作为自适应放射治疗例程的一部分。在一些实施例中，施照前的基于图像的步骤1130可以包括实时治疗计划。实施例还可以包括成像和治疗性放射源的同时、重叠和/或交替激活。实时治疗计划可能涉及这些类型的成像和治疗放射激活技术(同时、重叠和/或交替)中的任何一种或全部。

接下来，在步骤1140处，使用高能量放射源(例如，来自治疗性放射源20的MV放射)执行治疗性处理实施。步骤1140根据治疗计划给予患者治疗剂量1145。在一些实施例中，IGRT方法1100可以包括返回到步骤1110，从而以各种间隔进行附加的成像，随后根据需要进行施照前的基于图像的步骤(1130)和/或放疗施照(1140)。以这种方式，可以在IGRT期间使用能够进行自适应治疗的一个设备10来产生和利用高质量的成像数据1115。如上所述，步骤1110、1130和/或1140可以同时、重叠和/或交替地执行。

IGRT可以包括至少两个总体目标：(i)将高度保形的剂量分布施照给目标体积；(ii)在每个治疗段的整个过程中都以高准确度施照治疗束。第三个目标可以是在每段尽可能少的时间内完成两个总体目标。准确地施照治疗束需要通过高质量图像标识和/或跟踪段内目标体积的位置的能力。提高施照速度的能力要求具有根据治疗计划准确、精确和快速地移动放射源的能力。

图12是描绘了可以与以上步骤1130相关联的示例性的施照前的基于图像的步骤/选项的框图1200。将理解的是，在不脱离本发明的范围的情况下，上述成像设备10(例如，作为放射治疗装置的一部分)可以生成可按照多种方式使用的kV图像，包括用于施照前的基于图像的步骤(1130)。例如，由放射治疗装置生成的图像1115可以用于在治疗之前对准患者(1210)。患者对准可以包括将当前的成像数据1115和与较早的治疗前的扫描和/或计划(包括治疗计划)相关联的成像数据相关或配准。患者对准还可包括关于患者相对于放射源的物理位置的反馈，以验证患者是否在施照系统的范围内。如有必要，可以对患者进行相应的调整。在一些实施例中，患者对准成像可以有目的地具有较低的质量，以最小化剂量但是提供足够的对准信息。

由成像设备10生成的图像也可以用于治疗计划或重新计划(1220)。在各种实施例中，步骤1220可以包括确认治疗计划，修改治疗计划，生成新的治疗计划和/或从治疗计划的集合中选择治疗计划(有时称为“每日计划”)。例如，如果成像数据1115表明目标体积或ROI与制定治疗计划时相同，则可以确认治疗计划。但是，如果目标体积或ROI不同，则可能需要重新计划治疗性处理。在重新计划的情况下，由于成像数据1115的高质量(由x射线成像设备10在步骤1110处生成)，因此成像数据1115可以用于治疗计划或重新计划(例如，生成新的或修改后的治疗计划)。以这种方式，不需要经由不同的装置进行治疗前的CT成像。在一些实施例中，确认和/或重新计划可以是各种治疗之前和/或之后正在进行的程序。

根据另一个示例性用例，由成像设备10生成的图像可以用于计算成像剂量(1230)，其可以用于正在进行的对患者的总剂量的确定和/或用于随后的成像计划。也可以作为治疗计划的一部分来确定后续成像的质量，例如以平衡质量和剂量。根据另一个示例性用例，由成像设备10生成的图像可以用于计算治疗剂量(1240)，该治疗剂量可以用于正在进行的对患者的总剂量的确定和/或可以被包括为治疗计划或重新计划的一部分。

根据其他示例性用例，可以与计划或调整其他成像(1250)和/或其他治疗(1260)参数或计划相结合地使用由成像设备10生成的图像，例如包括作为自适应治疗和/或治疗计划生成的一部分。根据另一个示例性用例，由成像设备10生成的图像可以与自适应治疗监测(1270)结合使用，该自适应治疗监测可以包括监测放疗施照并根据需要自适应调整。

应当理解，施照前的基于图像的步骤(1130)并非互斥的。例如，在各种实施例中，计算治疗剂量(1240)本身可以是一个步骤和/或可以是自适应治疗监测(1270)和/或治疗计划(1220)的一部分。在各种实施例中，施照前的基于图像的步骤(1130)可以自动地和/或在人类的参与下人工地执行。

上述的装置和方法，包括图像放射的可调准直(孔径)以及散射估计和校正方案，提供了改进的散射估计，这与常规的使用CBCT的治疗中的成像系统相比，产生了kV生成的更高质量的图像。

图13是描绘了可在成像(1110)和/或随后的施照前的基于图像的步骤(1130)期间使用的示例性数据源的框图1300。检测器数据1310表示由图像放射检测器34接收到的所有数据。投射数据1320是由入射在准直射束区域(上文称为扫描区域)中的放射生成的数据。半影数据1330是由入射在半影区域中的放射生成的数据。如上所述，散射数据1340是由入射在半影区域外部的外围区域中的放射生成的数据。在另一个实施例中，散射数据1340可用于确定在两个源20、30同时或以交错方式操作时，来自治疗性放射源20(例如，MV)的散射的残留效应。

以这种方式，半影数据1330和/或散射数据1340可用来改善由成像步骤1110生成的图像的质量。在一些实施例中，半影数据1330和/或散射数据1340可以与投射数据1320组合和/或可以根据适用的成像设置1350、治疗设置1360(例如，如果同时成像和治疗放射的话)以及在成像检测器34处收集数据时与成像设备10相关联的任何其它数据1370进行分析。在其他实施例中，该数据可以用于治疗计划步骤1130。

尽管已经针对某个方面、一个或多个实施例示出和描述了公开的技术，但是显而易见的，在阅读和理解了本说明书和所附附图之后，本领域的其他技术人员将想到等同的变型和修改。特别是关于由上述元素(部件、组件、装置、构件、组成等)执行的各种功能，除非另有说明，否则用于描述此类元素的术语(包括对“装置”的引用)旨在对应于执行所述元素的指定功能的任何元素(即，功能上是等同的)，即使在结构上不等同于执行本文所示的公开的技术的示例性方面或实施例中的功能的公开的结构。另外，虽然以上可能已经针对几个示出的方面或实施例中的仅一个或多个描述了公开的技术的特定特征，但是可以根据需要将该特征与其他实施例的一个或多个其他特征组合，并且这对于任何给定的或特定的应用是有利的。

尽管本文所讨论的实施例已经与上文所讨论的系统和方法相关，但是这些实施例旨在为示例性的，并不旨在将这些实施例的适用性仅限制于本文所阐述的那些讨论。尽管已经通过对其实施例的描述说明了本发明，并且尽管已经对实施例进行了详细描述，但是申请人的意图不是将所附权利要求的范围限制或以任何方式限制为这些细节。其他优点和修改对本领域技术人员将是显而易见的。因此，本发明在其更广泛的方面不限于所示出和描述的具体细节、代表性的设备和方法以及说明性的示例。因此，在不脱离申请人的总体发明构思的精神或范围的情况下，可以偏离这些细节。