CN113164138A - 用于在锥形束计算机断层摄影中进行散射估计的方法和装置 - Google Patents

用于在锥形束计算机断层摄影中进行散射估计的方法和装置 Download PDF

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CN113164138A CN201980078496.5A CN201980078496A CN113164138A CN 113164138 A CN113164138 A CN 113164138A CN 201980078496 A CN201980078496 A CN 201980078496A CN 113164138 A CN113164138 A CN 113164138A
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Abstract

提供了一种x射线成像装置和相关联的方法，以接收原发区中的测量的投影数据和阴影区中的测量的散射数据，以及基于来自相邻旋转的所述阴影区中的所述测量的散射数据来确定当前旋转期间的所述原发区中的估计的散射。在相邻旋转期间的所述阴影区的覆盖与在所述当前旋转期间的所述原发区重叠。波束成形器被配置成调整所述放射束的形状以在所述检测器上创建所述原发区和所述阴影区(包括在螺旋扫描期间遵循Tam‑Danielson窗口的实施例)。

Description

用于在锥形束计算机断层摄影中进行散射估计的方法和装置
相关申请的交叉引用
本申请要求十一项美国临时专利申请的权益，其包括2018年11月30日提交的序列号62/773,712(代理人案卷号38935/04001)；2018年11月30日提交的序列号62/773,700(代理人案卷号38935/04002)；2019年1月25日提交的序列号62/796,831(代理人案卷号38935/04004)；2019年2月1日提交的序列号62/800,287(代理人案卷号38935/04003)；2019年2月5日提交的序列号62/801,260(代理人案卷号38935/04006)；2019年3月4日提交的序列号62/813,335(代理人案卷号38935/04007)；2019年3月20日提交的序列号62/821,116(代理人案卷号38935/04009)；2019年4月19日提交的序列号62/836,357(代理人案卷号38935/04016)；2019年4月19日提交的序列号62/836,352(代理人案卷号38935/04017)；2019年5月6日提交的序列号62/843,796(代理人案卷号38935/04005)；以及2019年7月25日提交的序列号62/878,364(代理人案卷号38935/04008)。本申请还涉及在同一天提交的十个非临时美国专利申请，其包括题为“MULTIMODAL RADIATION APPARATUS AND METHODS”的代理人案卷号38935/04019；题为“APPARATUS AND METHODS FOR SCALABLE FIELD OF VIEW IMAGINGUSING A MULTI-SOURCE SYSTEM”的代理人案卷号38935/04020；题为“INTEGRATED HELICALFAN-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY IN IMAGE-GUIDED RADIOATION TREATMENT DEVICE”的代理人案卷号38935/04011；题为“COMPUTED TOMOGRAPHY SYSTEM AND METHOD FOR IMAGEIMPROVEMENT USING PRIOR IMAGE”的代理人案卷号38935/04010；题为“OPTIMIZEDSCANNING METHODS AND TOMOGRAPHY SYSTEM USING REGION OF INTEREST DATA”的代理人案卷号38935/04013；题为“HELICAL CONE-BEAM COMPUTHED TOMOGRAPHY IMAGING WITH”代理人案卷号38935/04015；题为“MULTI-PASS COMPUTED TOMOGRAPHY SCANS FOR IMPROVEDWORKFLOW AND PERFORMANCE”的代理人案卷号38935/04021；题为“ASYMMETRIC SCATTERFITTING FOR OPTIMAL PANEL READOUT IN CONE-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY”的代理人案卷号38935/04014；题为“METHOD AND APPARATUS FOR IMPROVING SCATTER ESTIMATIONAND CORRECTION IN IMAGING”的代理人案卷号38935/04018；以及题为“METHOD ANDAPPARATUS FOR IMAGE RECONSTRUCTION AND CORRECTION USING INTER-FRACTIONALINFORMATION”的和代理人案卷号38935/04022。所有上述专利申请(一个或多个)和专利(一个或多个)的内容通过引用全部并入本文。
技术领域
所公开的技术的方面涉及估计成像投影数据中的散射，并且更具体地涉及利用阴影区数据来估计原发区投影数据中的散射的装置和方法(其包括在锥形束计算机断层摄影(CT)扫描期间)。
背景技术
在宽准直开口的情况下，锥形束CT中的散射可以占所探测光子(当没有使用抗散射栅格时)的显著部分。散射可负面地影响图像质量，包括对比度和定量精度。因此，散射测量和散射校正可应用于锥形束CT数据处理和图像重构，包括在图像引导放射治疗(IGRT)的情况下。IGRT可以利用诸如CT的医学成像技术来收集患者在治疗之前、期间和/或之后的图像。
大多数散射测量和校正方法属于以下类别。第一类是基于模型的方法。这些方法模拟数据采集系统和x射线与材料之间的相互作用过程。前者需要整个成像链的主要部件的详细知识以及患者的信息，其可以从规划CT或没有散射校正的第一遍重构获得。这些方法可以随机地(例如，基于蒙特卡罗模拟的方法)或确定性地(例如，基于放射转移方程的方法)实现。前者可能在计算上是昂贵的，并且后者通常被认为是本领域中的开放问题。基于模型的方法通常是专用于患者的并且更准确。然而，这些方法需要关于数据采集系统和患者的大量在先信息，使得这些方法的有效性高度依赖于建模精度。此外，它们在计算能力和时间方面也是高要求的，导致对工作流程和吞吐量的显著负面影响。
第二类是基于去卷积核的方法。所测量的x射线投影数据被认为是原发和散射核的卷积结果。这些方法执行去卷积过程，以通过使用提前建立的适当核来分离原发和散射。这些方法在一定程度上是实用和有效的。然而，它们对于核设计是敏感的，尤其是在被扫描对象的材料和形状方面。
第三类是基于直接测量的方法，例如波束停止器阵列和原发调制。这些方法能够在采集投影数据的同时测量散射。它们不需要在先信息，因此非常鲁棒且实用。这种方法的缺点包括浪费的剂量和/或降低的图像质量。
另一种基于直接测量的方法测量来自检测器的阴影区的纵向方向上的散射，然后该散射进一步用于估计位于准直开口内的散射(原发区)。然而，该方法被设计用于单个圆形扫描(即，在相同旋转期间同时发生在原发区和散射区中的测量)，要求在准直开口的两侧(在纵向方向上)外部的检测器可用性，并且在估计精度方面受到限制。
发明内容
在一个实施例中，一种成像装置包括旋转x射线源，用于发射放射束；x射线检测器，被定位成接收来自x射线源的放射；波束成形器，被配置成调整由x射线源发射的放射束的形状，使得x射线检测器的原发区直接暴露于所述放射束并且x射线检测器的至少一个阴影区由所述波束成形器阻挡以免于直接暴露于所述放射束成形器；以及数据处理系统，被配置成接收所述原发区中的测量的投影数据和所述至少一个阴影区中的测量的散射数据，并且基于在前一次旋转或下一次旋转中的至少一者期间至少一个阴影区中的测量的散射数据，确定在当前旋转期间所述原发区中的估计的散射，其中在所述前一次旋转或所述下一次旋转中的至少一者期间所述至少一个阴影区的覆盖与在所述当前旋转期间的原发区重叠。
关于一个实施例描述和/或示出的特征可以以相同的方式或类似的方式用于一个或多个其它实施例和/或与其它实施例的特征组合或代替其它实施例的特征。
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
在并入说明书并构成说明书的一部分的附图中，示出了本发明的实施例，其与上面给出的本发明的一般描述和下面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，附图中所示的元件边界(例如，框、框组或其他形状)表示边界的一个实施例。在一些实施例中，一个元件可以被设计为多个元件，或者多个元件可以被设计为一个元件。在一些实施例中，被示为另一元件的内部部件的元件可以被实现为外部部件，反之亦然。此外，元件可以不按比例绘制。
图1是根据所公开技术的一个方面的示例性x射线成像装置的透视图。
图2是根据本发明公开技术的一个方面的集成到示例性放射诊疗设备中的x射线成像装置的示意图。
图3是与所公开的技术的方面结合使用的示例性螺旋的放射源轨迹的示意图。
图4是结合所公开的技术的方面使用的示例性螺旋的放射源轨迹和准直的示意图。
图5A是在螺旋的轨迹扫描的旋转期间到检测器上的示例性投影的示意图。
图5B是在步进拍摄(step-and-shoot)步进拍摄扫描的连续的圆形旋转期间到检测器上的示例性投影的示意图。
图6是在扫描的连续旋转期间到x射线检测器上的示例性投影的示意图。
图7示出了在扫描的连续旋转期间具有双侧阴影区的示例性检测器的示意图。
图8示出了在扫描的连续旋转期间具有双侧阴影区的另一示例性检测器的示意图。
图9示出了在扫描的连续旋转期间具有单侧阴影区的示例性检测器的示意图。
图10示出了在扫描的连续旋转期间具有单侧阴影区的另一示例性检测器的示意图。
图11示出了具有被投影到检测器上的Tam-Danielson窗口的示例性视图。
图12示出了具有被投影到具有波束成形器平行四边形的检测器上的Tam-Danielson窗口的示例性视图。
图13示出了具有被投影到具有波束成形器平行四边形和阴影区的检测器上的Tam-Danielson窗口的示例性视图。
图14示出了在扫描的连续旋转期间具有双侧阴影区的示例性检测器的示意图。
图15示出了具有准直器的示例性波束成形器设计，该准直器被配置为将放射束的形状调整为平行四边形形状。
图16是描绘散射校正的示例性方法的流程图。
图17是描绘散射校正的另一示例性方法的流程图。
图18是描绘优化的散射校正的示例性方法的流程图。
图19是描述使用放射诊疗设备的IGRT的示例性方法的流程图。
图20是描述示例性的基于图像的预递送步骤的框图。
图21是描述在成像或基于图像的预传递步骤期间可以使用的示例性数据源的框图。
具体实施方式
以下内容包括在整个公开中可以使用的示例性术语的定义。所有术语的单数和复数形式都落入每个含义内。
如本文所使用的“部件”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。部件可以与设备相关联。
如本文所使用的“逻辑”与“电路”同义，包括但不限于硬件、固件、软件和/或执行(一个或多个)功能或(一个或多个)动作的每一者的组合。例如，基于期望的应用或需要，逻辑可以包括软件控制的微处理器、诸如专用集成电路(ASIC)的离散逻辑、或其他编程的逻辑器件和/或控制器。逻辑也可完全体现为软件。
如本文所使用的“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(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)、可擦除可编程只读存储器(EPROM)、时钟、解码器、存储器控制器或中断控制器等)的操作的各种其它电路相关联。这些支持电路可以在处理器或其相关电子封装的内部或外部。支持电路与处理器操作地通信。支持电路不一定在框图或其它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，其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”包括但不限于一个或多个计算机可读和/或可执行指令，其使得计算机、处理器、逻辑和/或其他电子设备以期望的方式执行功能、动作和/或行为。指令可以以各种形式(诸如例程、算法、模块或包括来自动态链接源或库的单独应用或代码的程序)体现。
虽然已经提供了上述示例性定义，申请人的意图是，与本说明书一致的最宽的合理解释被用于这些和其它术语。
如下面更详细地讨论的，所公开的技术的实施例涉及估计成像投影数据中的散射(包括在锥形束CT扫描期间利用阴影区数据来估计原发区投影数据中的散射)。在一些实施例中，放射诊疗递送设备和方法可以利用用于CT的集成低能放射源，以与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分。特别地，例如，放射诊疗递送设备和方法可以将用于使用旋转(例如，螺旋或步进拍摄)图像采集在台架中成像的低能准直放射源与用于诊疗处理的高能放射源组合台架。
低能放射源(例如千伏(kV))可以产生比通过使用高能放射源(例如兆伏(MV))进行成像更高质量的图像。用kV能量生成的图像通常具有比用MV能量更好的组织对比度。对于靶和危及器官(OARS)的可视化、对于自适应诊疗监视以及对于治疗规划/重新规划，需要高质量体积成像。在一些实施例中，kV成像系统还可用于定位、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旋转扫描，其可以是例如连续扫描(例如，具有围绕中心轴的螺旋的源轨迹以及患者支撑件通过台架孔的纵向移动)、具有患者支撑件的增量纵向移动的非连续的圆形停止并反向扫描、步进拍摄圆形扫描等。
根据各种实施例，X射线成像装置使用例如波束成形器将放射源准直为例如包括锥形束或扇形束。在一个实施例中，准直束可以与在患者移动时连续旋转的台架组合，从而导致螺旋图像采集。
在一些实施例中，与增加的扫描旋转以完成高质量体积图像相关联的时间可以通过高台架速率/速度(例如，使用快速滑环旋转，包括例如高达10转/分钟(rpm)、高达20rpm、高达60rpm或更高rpm)、高kV帧速率和/或稀疏数据重构技术来减少，以在放射诊疗递送平台上提供kV CT成像。在各种实施例中，检测器(具有各种行/切片大小、配置、动态范围等)、扫描节距和/或动态准直是附加特征(包括选择性地暴露检测器的部分)，如以下详细讨论的。特别地，通过在x射线(低能)成像放射源上使用可调节的波束成形器/准直器，可以提高图像质量(通过如下所述估计散射)。
成像装置和方法可以提供由放射源发射的放射束的选择性和可变准直(其包括调整放射束形状以暴露小于相关联的放射检测器(例如，被定位成接收来自x射线放射源的放射检测器)的整个有效区域)。例如，成像装置的波束成形器可以在螺旋扫描期间随着节距的变化而调整放射束的形状(其包括捕获与节距相关的Tam-Danielson窗口)如下面详细讨论的。仅将x射线检测器的原发区暴露于直接放射允许检测器的阴影区仅接收散射。如下面详细讨论的，检测器的阴影区中的散射测量可以用于估计接收投影数据的检测器的原发区中的散射。
参考图1和图2，示出了成像装置10(例如，x射线成像装置)。应当理解，成像装置10可以与放射诊疗设备(如图2所示)相关联和/或集成到放射诊疗设备中，该放射诊疗设备可以用于各种应用，包括但不限于IGRT。成像装置10包括可旋转台架系统，其被称为台架12(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)。这里的台架是指包括一个或多个台架(例如，环或C形臂)的台架系统，当一个或多个放射源和/或相关检测器围绕靶旋转时，所述一个或多个台架能够支撑一个或多个放射源和/或相关检测器。例如，在一个实施例中，第一放射源及其相关的检测器可以安装到台架系统的第一台架，第二放射源及其相关的检测器可以安装到台架系统的第二台架。在另一个实施例中，多于一个的放射源和相关联的(一个或多个)检测器可以被安装到台架系统的同一台架(包括例如，其中台架系统仅包括一个台架)。台架、放射源和放射检测器的各种组合可以被组合到各种台架系统配置中，以在相同的装置内对相同的体积进行成像和/或处理。例如，kV和MV放射源可以安装在台架系统的相同或不同台架上，并且作为IGRT系统的一部分选择性地用于成像和/或治疗。如果安装到不同的台架，放射源能够独立地旋转，但是仍然能够同时对相同(或几乎相同)的体积成像。如上所述，可旋转环形台架12能够达到10rpm或更高。可旋转台架12限定台架孔16，患者可以移动进入并通过该台架孔，并且被定位用于成像和/或治疗。根据一个实施例，可旋转台架12被配置为滑环台架，以提供成像放射源(例如，x射线)和相关联的放射检测器的连续旋转，同时为检测器接收的高质量成像数据提供足够的带宽。滑环台架可以消除台架在交替方向上的旋转，以便卷绕和解开承载与设备相关联的电力和信号的线缆。如下面更全面地讨论的，即使当集成到IGRT系统中时，这样的配置也将允许连续的螺旋的计算机断层摄影(包括锥形束CT(CBCT))。
患者支撑件18邻近可旋转台架12被定位，并且配置成通常在水平位置支撑患者，以便纵向移动到可旋转台架12中和在其中移动。患者支撑件18可以例如在垂直于台架12的旋转平面的方向上(沿着或平行于台架12的旋转轴)移动患者。患者支撑件18可以可操作地耦合到患者支撑件控制器，用于控制患者和患者支撑件18的移动。患者支撑件控制器可以与可旋转台架12和安装到旋转台架的放射源同步，用于根据命令的成像和/或治疗规划围绕患者纵轴旋转。一旦患者支撑件18位于孔16中，患者支撑件也可在有限的范围内上下、左右移动，以调节患者位置用于最佳治疗。示出了轴x、y和z，其中，从台架12的前面观察，x轴是水平的并指向右，y轴指向台架平面，z轴是垂直的并指向顶部。x、y和z轴遵循右手定则。
应当理解，在不脱离所公开的技术的范围的情况下，可以采用其它变型。例如，可以控制可旋转台架12和患者支撑件18，使得当支撑件被控制为相对于可旋转台架12移动(以恒定或可变的速度)时，台架12以“前后移动的”方式(例如，交替的顺时针旋转和逆时针旋转)(如上所述，与连续地相反)围绕支撑在患者支撑件上的患者旋转。在另一实施例中，采用连续的步进拍摄的圆形扫描，患者支撑件18在纵向方向上的运动(步进)与可旋转机架12的扫描绕转(拍摄)交替，直到期望的体积被捕获。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，设备10可以用于采集体积图像和/或平面图像，并且执行下面描述的相关联的处理方法。
可以利用各种其它类型的放射源和/或患者支撑件移动来实现放射源和患者的相对运动以便产生投影数据。可以使用放射源和/或患者支撑体的非连续运动、连续但可变/非恒定(包括线性和非线性)线性移动、速度和/或轨迹等及其组合(包括与上述放射诊疗设备10的各种实施例组合)。
如图2所示，x射线成像装置10包括耦合到可旋转台架12或由其支撑的成像放射源30。成像放射源30发射用于生成高质量图像的放射束(一般表示为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，具有在大约20kV到大约150kV范围内的能量水平的临床x射线源)。在一个实施例中，kV放射源包括高达150keV的千电子伏峰值光子能量(keV)。成像放射源可以是适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)或产生具有足够能量和通量的光子的任何其它方式(例如，γ源(例如，钴-57，122keV处的能量峰)、x射线荧光源(例如通过Pb k线的荧光源，在约70keV处和在约82keV处的两个峰)等)。这里对x射线、x射线成像、x射线成像源等的引用是特定实施例的示例。在各种其它实施例中，可以互换地使用其它成像透射源。
x射线成像装置10还可以包括被耦合到可旋转台架12或由可旋转台架12支撑的另一放射源20。根据一个实施例，放射源20被配置为诊疗放射源(例如用于治疗感兴趣区中患者内的肿瘤的高能放射源)。应当理解，诊疗放射源可以是高能x射线束(例如兆伏(MV)X射线束)和/或高能粒子束(例如电子束、质子束或较重的离子束，例如碳)或其它合适形式的高能放射，而不脱离本公开技术的范围。在一个实施例中，放射源20包括1MeV或更大的兆电子伏峰值光子能量(MeV)。在一个实施例中，高能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x射线束具有大于0.2MeV的平均能量。在另一实施例中，高能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更高的能级(峰值和/或平均值等)。
在一个实施例中，放射源20是产生诊疗放射(例如MV)的LINAC，并且成像系统包括产生相对低强度和低能量成像放射(例如kV)的独立成像放射源30。在其它实施例中，放射源20可以是放射性同位素(例如Co-60)，其通常具有＞1MeV的能量。放射源20可以根据治疗规划向被支撑在患者支撑件18上的患者体内的感兴趣区(ROI)发射一个或多个放射束(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，以提供更高质量和更好利用的图像。在其他实施例中，至少一个附加放射源可以耦合到可旋转台架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处采集投影数据。
虽然图1和2描绘了具有被安装到环形台架12的放射源30的x射线成像装置10，但是其它实施例可以包括其它类型的可旋转成像装置(例如包括C形臂台架和基于机器人臂的系统)。在基于台架的系统中，台架使成像放射源30围绕穿过等中心点的轴旋转。基于台架的系统包括C形臂台架，其中成像放射源30以悬臂方式安装在穿过等中心点的轴上并绕该轴旋转。基于台架的系统还包括环形台架，例如具有大致环形形状的可旋转台架12，其中患者的身体延伸穿过环//环形面，并且成像放射源30安装在环的周边上并围绕穿过等中心点的轴旋转。在一些实施例中，台架12连续旋转。在其它实施例中，台架12利用基于线缆的系统，该系统反复地旋转和反转。
检测器34(例如，二维平面检测器或曲面检测器)可以耦合到可旋转扫描架12或由其支撑。x射线检测器34被定位成接收来自x射线源30的放射，并且可以与x射线源30一起旋转。检测器34可以探测或以其他方式测量未衰减的放射量，因此推断出实际上被患者或相关联的患者ROI衰减的辐射量(通过与最初生成的相比较)。当放射源30旋转并向患者发射放射时，检测器34可以检测或以其他方式收集来自不同角度的衰减数据。应当理解，在不背离所公开的技术的范围的情况下，x射线检测器34可以采用多种配置。如图2所示，x射线检测器34可以被配置为平板检测器(例如，多行平板检测器)。根据另一示范性实施例，x射线检测器34可以被配置为弯曲检测器。
准直器或波束成形器组件(一般表示为36)相对于成像(x射线)源30被定位，以选择性地控制和调整由x射线源30发射的放射束32的形状，以选择性地暴露x射线检测器34的有效区域的一部分或一区。波束成形器36还可以控制放射束32如何被定位在检测器34上，在一个实施例中，波束成形器36可以具有一个运动度/维度(例如，以形成更细或更粗的狭缝)。在另一个实施例中，波束成形器36可以具有两个运动度/维度(例如，以形成各种大小的矩形)。在其他实施例中，波束成形器36可以能够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动态地被调整。在一些实施例中，波束成形器的阻挡部分可以被旋转和平移。
如下面更全面地讨论的，可以控制波束成形器36以按照多种几何形状动态地调整由x射线源30发射的放射束32的形状，所述多种几何形状包括但不限于具有低至一个检测器行宽的束厚度(宽度)或者包括多个检测器行的扇形束或锥形束，所述束厚度或所述多个行宽将仅是检测器的有效区域的一部分。在各种实施例中，光束的厚度可以暴露几厘米的较大检测器有效区域。例如，5-6厘米的检测器的3-4厘米(在检测器平面的纵向上测量)可以选择性地暴露于成像放射32。在该实施例中，3-4厘米的投影图像数据可以在每次扫描旋转(例如，使用1的节距)时被捕获，在一侧或每侧上具有约1-2厘米的未暴露的检测器区域，其可以用于捕获散射数据，如下所述。
在其他实施例中，有源检测器的部分的更多或更少可以选择性地被暴露于成像放射。例如，在一些实施例中，波束厚度可以被减小到大约两厘米、一厘米、小于一厘米、或类似大小的范围(包括使用更小的检测器)。在其它实施例中，波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，暴露的检测器面积与到有效检测器区域的比率可以是30-90％或50-75％。在其它实施例中，暴露的检测器面积与有效检测器区域的比率可以是60-70％。然而，在其他实施例中，各种其他的暴露的检测器面积暴露和有效区域大小或暴露的检测器面积与暴露与有效检测器区域的比率可以是合适的。可以配置波束和检测器，使得检测器的阴影区(有效但不暴露于直接放射)足以捕获半影区域之外的散射数据。各种实施例可以包括对控制检测器的选择性暴露的特征(例如，波束大小、准直、节距、检测器数据捕获等)的优化，使得波束对于足够的原发(暴露)和阴影区足够薄，但是对于速度和剂量控制足够厚。
可以控制波束成形器36，使得来自x射线源30的放射束32基于所执行的特定成像任务和散射估计过程覆盖x射线检测器34的同样多或同样少的部分。通常，可以控制波束以产生具有任何形状和大小的放射束32，这导致x射线检测器的足够的原发区直接暴露于放射束，并且导致X射线检测器的至少一个阴影区被波束成形器阻挡而免于直接暴露于放射束。
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，根据一个示例性实施方式，可以在扫描之前或期间调整波束成形器36的叶片位置和/或孔径宽度。例如，根据一个实施例，在x射线源30的旋转期间，波束成形器36可以被选择性地控制和动态地调整，使得放射束32具有带有足够的原发/阴影区的形状，并且在成像期间被调整为仅包括感兴趣的对象(例如，前列腺)。由x射线源30发射的放射束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，所述期望的图像采集可以基于成像和/或诊疗反馈，如以下更详细地讨论的。
波束成形器可以以多种方式被配置，以允许其调整由x射线源30发射的放射束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(来自x射线源30的放射束可以以准直方式穿过的)孔径的大小)。根据一个示例性配置，准直器36可以包括上钳口和下钳口，其中上钳口和下钳口在不同方向(例如，平行方向)上可移动以调整来自x射线源30的放射束所穿过的孔径的大小，并且还调整射束32相对于患者的位置以仅照射患者的待成像的部分，以用于优化成像和最小化患者剂量。例如，准直器可以被配置为多叶片准直器(MLC)，该MLC可以包括多个交错的叶片，所述多个交错的叶片可操作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射的放射束的期望形状。在一个实施例中，MLC能够具有亚毫米的靶向精度。
检测器24可以耦合到可旋转台架12或由其支撑，并且被定位成接收来自诊疗放射源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，因此推断出实际上被患者或相关联的患者ROI吸收的放射量(通过与最初生成的放射相比较)。当诊疗放射源20旋转并向患者发射放射时，检测器24可以检测或以其他方式收集来自不同角度的衰减数据。
还应当理解，诊疗放射源20可以包括波束成形器或准直器，或者与波束成形器或准直器相关联。与第一放射源20相关联的准直器/波束成形器可以以多种方式被配置，其类似于与第二放射源30相关联的准直器36。诊疗放射源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)内。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偏移放射平面而被减少。
当与放射诊疗设备集成时，x射线成像装置10可以提供用于设置(例如，对准和/或配准)、规划和/或引导放射递送流程(治疗)的图像。典型的设置是通过将当前(治疗中)图像与治疗前图像信息进行比较来完成的。治疗前图像信息可以包括例如CT数据、CBCT数据、磁共振成像(MRI)数据、正电子发射断层摄影(PET)数据或3D旋转血管造影(3DRA)数据和/或从这些或其他成像模态获得的任何信息。在一些实施例中，x射线成像装置10可以跟踪治疗中的患者、靶或ROI运动。
重构处理器40可以可操作地耦合到检测器24和/或x射线检测器34。在一个实施例中，重构处理器40被配置为基于由检测器24、34从放射源20、30接收的放射生成患者图像。将意识到，重构处理器40可以被配置为用于执行下面更全面描述的方法。装置10还可以包括存储器44，其适于存储信息(包括但不限于处理和重构算法和软件、成像参数、来自在先或以其他方式先前采集的图像(例如，规划图像)的图像数据、治疗规划等)。
x射线成像装置10可以包括操作者/用户界面48，其中x射线成像装置10的操作者可以与x射线成像装置10交互或以其他方式控制x射线成像装置10，以提供与扫描或成像参数等相关的输入。操作者界面48可以包括任何合适的输入设备(例如键盘、鼠标、语音激活的控制器等)。x射线成像装置10还可以包括显示器52或其它的人类可读元件，以向x射线成像装置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构的患者图像和与x射线成像装置10的操作相关的其它信息(诸如成像或扫描参数)。
如图2所示，x射线成像装置10包括可操作地耦合到装置10的一个或多个部件的控制器(一般表示为60)，控制器60控制装置10的整体功能和操作(包括向x射线源30和/或诊疗放射源20以及控制可旋转台架12的旋转速度和位置的台架电机控制器提供功率和定时信号，)。将理解，控制器60可以包括以下中的一个或多个：患者支撑件控制器、台架控制器、耦合到治疗放射源20和/或x射线源30的控制器、波束成形器36控制器、耦合到检测器24和/或检测器34的控制器等。在一个实施例中，控制器60是可以控制其它部件、设备和/或控制器的系统控制器。
在各种实施例中，重构处理器40、操作者界面48、显示器52、控制器60和/或其他部件可以组合成一个或多个部件或设备。
装置10可以包括各种部件、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。作为示例而非限制，x射线成像装置和/或放射诊疗系统可以包括各种其他设备和部件(例如，台架、放射源、准直器、检测器、控制器、电源、患者支撑件等)，其可以实现与针对特定应用的成像和/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、基于图像的预递送步骤和/或治疗递送(包括可以存储在存储器中的相应设备设置、配置和/或位置(例如，路径/轨迹))。此外，控制器(一个或多个)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设备和/或部件。直接控制的一个例子是设置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)。间接控制的一个例子是将位置、路径、速度等传送到患者支撑件控制器或其它外围设备。可以以任何适当的方式布置可以与成像装置相关联的各种控制器的层级，以将适当的命令和/或信息传送到期望的设备和部件。
此外，本领域技术人员将理解，可以利用其它计算机系统配置来实现所述系统和方法。本发明的所示方面可以在分布式计算环境中实现，其中某些任务由通过通信网络链接的本地或远程处理设备来执行。例如，在一个实施例中，重构处理器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存储器存储设备中。例如，远程数据库、本地数据库、云计算平台、云数据库或其组合可以与x射线成像装置10一起使用。
x射线成像装置10可以利用用于实现本发明的各方面的示例性环境，所述环境包括计算机，其中，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。系统总线可以将包括但不限于存储器的系统组件耦合到处理器，并且可以与其他系统、控制器、部件、设备和处理器通信。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、闪存驱动器和任何其它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规划。
诊疗放射源20和/或x射线源30可以可操作地耦合到控制器60，该控制器被配置成控制诊疗放射源20和x射线源30的相对操作。例如，x射线源30可以与诊疗放射源20同时控制和操作，此外，或者可替换地，x射线源30可以与诊疗放射源20顺序控制和操作，这取决于所实施的特定治疗和/或成像规划。
应当理解，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的运动和暴露与患者支撑件18的纵向运动同步可以在手术期间提供患者图像的连续的螺旋的采集。图3提供了螺旋的源轨迹300的示例性示意图。在该实施例中，为了实现螺旋的轨迹，x射线源30的连续的圆形旋转与患者的纵向移动相结合。图4提供了螺旋的图像采集400的示例性示意图。x射线源30的运动通常在70处表示，波束成形器(例如36个)叶片通常由74示意性地表示，示出了示例性的波束列/切片宽度，并且患者支撑件运动通常由在纵向方向(沿y轴)上的箭头76表示，如图4所示。
除了放射源20、30和(一个或多个)检测器24、34的连续旋转(例如，具有恒定的患者运动速度的台架的连续且恒定旋转)之外，将认识到，可以采用其他配置而不脱离所公开的技术的范围。例如，可旋转台架12和患者支撑件可被控制，使得当支撑件被控制为相对于可旋转台架12移动(以恒定或可变的速度)时，台架12以“前后移动的”方式(例如，交替的顺时针旋转和逆时针旋转)(如上所述，与连续地相反)围绕支撑在患者支撑件上的患者旋转。在另一实施例中，采用连续的步进拍摄的圆形扫描，患者支撑件18在纵向方向上的运动(步进)与可旋转机架12的扫描绕转(拍摄)交替，直到期望的体积被捕获。
可以利用各种其它类型的放射源和/或患者支撑件移动来实现放射源和患者的相对运动以便产生投影数据。可以使用放射源和/或患者支撑体的非连续运动、连续但可变/非恒定(包括线性和非线性)的移动、速度和/或轨迹等及其组合(包括与上述放射治疗装置10的各种实施例的组合)。
在一个实施例中，台架12旋转速度、患者支撑18速度和波束成形器36形状在图像采集期间都可以是恒定的。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。台架12旋转速度、患者支撑18速度和/或波束成形器36形状可以改变以平衡不同的因素(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流程(包括例如患者设置、自适应诊疗监视、治疗规划等)组合。
存在许多图像质量的决定因素(例如，X射线源焦斑大小、检测器动态范围等)。kVCBCT图像质量的限制是散射。可以使用各种方法来减少散射。一种方法是使用抗散射栅格(其准直散射)。然而，在kV成像系统上实现散射栅格可能是有问题的(包括用于运动跟踪和校正)。为了提高图像数据的质量，精确地估计投影数据中的散射是必要的。
在各种实施例中，可以通过将相邻旋转(先前或后续)中的检测器34的阴影区与当前原发区重叠并且在这些相邻扫描期间测量阴影/外围区中的散射，来估计在检测器34的原发区中采集的投影数据中的散射。
例如，图5A是在螺旋的轨迹扫描504的旋转期间到检测器502上的示例性投影500的示意图。X射线源506被示为具有将检测器502的原发区510暴露于直接放射的放射束508。检测器502还具有有效的后区512和有效的前区514，它们被波束成形器(未示出)遮蔽而不受直接放射的影响。如图5A所示，扫描包括在投影到同一平面上的相同方位角的来自沿螺旋路径504的一系列旋转中的示例性的前一次旋转、当前旋转和下一次旋转。尽管未标记，但检测器502在每次旋转(阴影部分)时包括相同的原发区510、后阴影区512和前阴影区514。
如通过示例性投影500可以理解的，当前旋转的原发区510覆盖与来自前一次旋转的前阴影区和来自下一次旋转的后阴影区重叠。在图5中，与当前投影相关联的检测器502被示为与前一次投影和下一次投影中的检测器偏移，然而这仅是为了示出覆盖范围的重叠状况。
在另一个例子中，图5B是在步进拍摄扫描554的连续的圆形旋转期间到检测器502上的示例性投影550的示意图。来自一系列旋转中的示例性的前一次旋转、当前旋转和下一次旋转期间，这种类型的扫描导致相同的重叠检测器区域510、512、514。
如上所述，波束成形器36可以控制和调整原发区510和阴影区512、514。因此，多圈旋转扫描技术(例如，螺旋、步进拍摄等)和波束成形器36能力的组合支持图5A和5B中所示的配置。
在前一次次或后续扫描期间在这些阴影区中采集的散射数据可以表示在采用直接暴露的当前扫描期间在原发区中的散射，因为重叠靶基本上是相同的，尽管是从不同的旋转看到的。
图6是在扫描的连续旋转期间到x射线检测器602上的示例性投影600的示意图。在左侧，旋转X射线源606被示出为发射放射束608，所述放射束608暴露检测器602的原发或中心(C)区610以定向来自X射线源606的放射。检测器602还具有有效的后(B)阴影区612和有效的前(F)阴影区614，所述阴影区612与所述阴影区614被波束成形器/准直器620阻挡而免于直接暴露于放射束608。波束成形器/准直器620被配置为调整由x射线源606发射的放射波束608的形状。阴影区612、614将仅接收散射的放射。
在右侧，图6示出了投影到相同平面上的相同方位角沿扫描路径前一次(S前一次)旋转、当前(S当前)旋转和下一次(S下一次)旋转。尽管未标记，但检测器602在每次旋转期间包括相同的原发或中心(C)区610、后(B)阴影区612和前(F)阴影区614。示例性投影下面的表示出了在连续旋转期间阴影区B、F如何与原发区C重叠。如通过示例性投影600所理解的并由示例性覆盖部分630突出显示的，当前旋转(S当前)的原发区C覆盖与来自前一次旋转(S前一次)的前阴影区F和来自下一次旋转(S下一次)的后阴影区B重叠。如下文详细讨论的，可以使用针对每个视图的这个重叠测量数据来估计原发区C投影数据中的散射。
持续的扫描旋转导致相同或相似的重叠覆盖。例如，在下一次旋转中，当前旋转(S当前)将变为前一次旋转(S前一次)，且下一次旋转(S下一次)将变为当前旋转(S当前)等等，直到扫描完成。以这种方式，可以使原发区C和阴影区B和/或F测量数据可用于每个视图(除了可能具有单侧阴影区数据的第一次和最后一次旋转)。
继续参考图6，每个准直开口被配置成使得在轴向或纵向(沿着患者桌(y轴)方向)上的检测器602的后(B)端612和前(F)端614不被直接放射608照射。这些后(B)612(在沿着旋转轴的负纵向上)和前(F)614(在沿着旋转轴的正纵向上)阴影区被设计用于散射测量，因为它们不接收直接放射。原发或中心(C)区610接收直接投影和散射。
以这种方式，不仅可以通过在当前视图测量的散射，而且可以通过从具有相同/相似方位视角的相邻旋转(前一次和/或下一次)测量的散射，估计当前视图的中心区610中的散射。数据采集配置与扫描几何形状设计相结合以优化散射测量。
数据处理系统(例如，处理器40)可以被配置为接收在原发区610中的测量的投影数据和在至少一个阴影区612、614中的测量的散射数据，然后基于在前一次和/或下一次旋转期间在至少一个阴影区612、614中的测量的散射数据，确定在当前旋转期间在原发区610中的估计的散射。当在前一次或下一次旋转期间阴影区612、614的覆盖与在当前旋转期间的原发区610重叠时，如图5和6中所示。在一个实施例中，还可以基于当前旋转期间在至少一个阴影区612、614中的测得的散射数据，确定在所述当前旋转期间在原发区610中的估计散射。
在一个实施例中，装置配置和扫描设计可以在三个步骤中实现散射校正：(1)数据采集：对于每次旋转，使用检测器610的中心(C)区采集投影数据(原发+散射)，并使用检测器602的前(F)和后(B)阴影区614、612测量散射；(2)散射估计：对于每次旋转，使用当前旋转的散射测量和相同方位角的相邻旋转的散射测量两者，估计来自中心(C)区的投影数据的散射分量；(3)散射校正：从投影数据中减去从步骤(2)估计的散射以获得散射校正的投影数据。图5-6所示的实施例表示具有两侧阴影区的螺旋(图5A和6)和圆形(图5B和6)扫描。下面将讨论单侧实施例。
各种技术和方法可以利用不同的扫描几何形状、检测器定位和/或波束成形器窗口形状。检测器602也可以在横向方向上偏移。
图7-8示出了在具有双侧阴影区的扫描几何形状期间的示例性检测器的示意图。为了方便起见，使用以下符号来标识检测器区：设
Figure BDA0003088691860000221
和
Figure BDA0003088691860000222
分别是第k次旋转的等中心处的检测器的后阴影区、中心区和前阴影区的轴向长度；并且设H为螺旋或步进拍摄扫描的每次旋转沿着轴向方向行进的距离。
对于散射估计，建议H满足以下条件：
H<max(LF,LB)+LC(1)
如果H满足这个条件，则将测量到来自相邻旋转的散射，其可以直接有助于当前投影的散射估计。否则，可以通过在后阴影和前阴影之间在轴向方向上进行插值来获得当前视图的散射估计，这是不太准确和鲁棒的。
例如，图7示出了在扫描几何形状700期间的示例性检测器702的示意图，所述几何形状700在扫描的连续旋转期间具有双侧阴影区。特别地，检测器702包括具有轴向长度LB的后阴影区704、具有轴向长度LC的中心(原发)区706和具有轴向长度LF的前阴影区708。检测器702被示出具有在三个连续旋转期间的视图，其中k是当前旋转，k-1是前一次旋转，并且k+1是下一次旋转。
如图7所示，H＜LF+LC，满足上述条件(1)。如果满足条件(1)，则来自相邻旋转(k-1和/或k+1)的至少一个阴影区704、708将在当前旋转(k)期间与中心区706重叠覆盖。这里，来自前一次旋转(k-1)的前阴影区708的一部分与在当前旋转(k)期间的中心区706重叠，如重叠710所示，并且来自下一次旋转(k+1)的后阴影区704的一部分与在当前旋转(k)期间的中心区706重叠，如重叠712所示。来自这些阴影区704、708的散射测量可以用于估计中心区706中的测量投影数据中的散射，如上所述。
假设H满足上述条件(1)，则来自与当前测量的投影数据重叠的相邻旋转的散射测量可以用于估计当前视图的散射。
对于相对小的H值，相同侧上的多于一个相邻旋转的阴影区可以用于散射估计。
扫描速度和散射估计的精度之间的示例性优化平衡可以由以下条件定义：
H ＝ LC ＝ LF + LB (2)
例如，图8示出了在扫描几何形状800期间的示例性检测器802的示意图，所述几何形状800在扫描的连续旋转期间具有双侧阴影区。特别地，检测器802包括具有轴向长度LB的后阴影区804、具有轴向长度LC的中心(原发)区806和具有轴向长度LF的前阴影区808。检测器802被示出具有三个连续旋转期间的视图，其中k是当前旋转，k-1是前一次旋转，并且k+1是下一次旋转。
如图8所示，H＝LC＝LF+LB，满足上述条件(2)。如果满足条件(2)，则来自相邻旋转(k-1和k+1)的组合的阴影区808(前一次)、804(后一)将与在当前旋转(k)期间的中心区806完全重叠覆盖。具体而言，来自前一次旋转(k-1)的前阴影区808与在当前旋转(k)期间的中心区806交叠，示为交叠810，而来自下一次旋转(k+1)的后阴影区804与在当前旋转(k)期间的中心区806交叠，示为交叠812。来自这些阴影区804、808的散射测量可以用于估计中心区806中的测量的投影数据中的散射，如上所述。重叠区域810和812为中心区806提供完全覆盖，因为LC＝LF+LB，这导致散射估计的高精确度。此外，由于H＝LC，扫描几何形状通过在连续旋转中不与中心区重叠而优化速度。
图9-10示出了在扫描几何形状(具有单侧阴影区)期间的示例性检测器的示意图。在单侧阴影的情况下，仅检测器的一侧(在轴向方向上)用于散射估计。例如，在图9-10中，使用了后阴影区。但是，在将前阴影区用于散射测量的情况下，也能够同样地适用以下的说明。
如上所述，使用以下符号来标识检测器区：设
Figure BDA0003088691860000241
和
Figure BDA0003088691860000242
分别为第k次旋转的等中心处的检测器的后阴影区和中心区的轴向长度；并且设H为螺旋或步进拍摄扫描的每次旋转沿着轴向方向行进的距离。
在这种情况下，建议每次旋转所行进的轴向距离H满足以下条件以确保用于散射估计的数据可用：
H<(LC+LB) (3)
与两侧情况类似，如果H满足该条件，则将存在来自相邻旋转(后)的测量的散射，其可以直接有助于当前投影的散射估计。
例如，图9示出了在扫描几何形状900期间的示例性检测器902的示意图，所述几何形状900在扫描的连续旋转期间具有单侧阴影区。特别地，检测器902包括具有轴向长度LB的后阴影区904和具有轴向长度LC的中心(原发)区906。检测器902被示出为具有在三个连续旋转期间的视图，其中k是当前旋转，k-1是前一次旋转，并且k+1是下一次旋转。
如图9所示，H<LC+LB，满足上述条件(3)。如果满足条件(3)，则来自相邻旋转(k+1)的后阴影区904将与在当前旋转(k)期间的中心区906重叠覆盖。这里，来自下一次旋转(k+1)的后阴影区904的一部分与在当前旋转(k)期间的中心区906重叠，如重叠910所示。来自该阴影区904的散射测量可以用于估计中心区906中的测量的投影数据中的散射，如上所述。
假设H满足上述条件(3)，则来自与当前测量的投影数据重叠的相邻旋转的散射测量可以用于估计当前视图的散射。
扫描速度和散射估计精度之间的示例性优化平衡可以由以下条件定义：
H ＝ LC ＝ LB (4)
例如，图10示出了在扫描几何形状1000期间的示例性检测器1002的示意图，所述几何形状1000在扫描的连续旋转期间具有单侧阴影区。特别地，检测器1002包括具有轴向长度LB的后阴影区1004和具有轴向长度LC的中心(原发)区1006。检测器1002被示出为具有三个连续旋转期间的视图，其中k是当前旋转，k-1是前一次旋转，并且k+1是下一次旋转。
如图10所示，H＝LC＝LB，满足上述条件(4)。如果满足条件(4)，则来自相邻旋转(k+1)的阴影区1004(下一次)将与在当前旋转(k)期间的中心区1006完全重叠覆盖。具体地，来自下一次旋转(k+1)的后阴影区1004与在当前旋转(k)期间的中心区1006重叠，如重叠1010所示。来自该阴影区1004的散射测量可以用于估计中心区1006中的测量的投影数据中的散射，如上所述。重叠区域1010为中心区1006提供完全覆盖，因为LC＝LB，这导致散射估计的高精度。此外，由于H＝LC，扫描几何形状通过在连续旋转中不与中心区重叠而优化速度。
在上述实施例中，对于螺旋和步进拍摄扫描，由波束成形器产生的用于投影测量的中心(原发)检测器区是矩形的。然而，波束成形器可以创建波束并将该波束调整为各种其他窗口形状。例如，对于固定节距的螺旋扫描，通过使用位于Tam-Danielson窗口内的投影数据可以实现精确的图像重构。对于不需要可变节距的螺旋扫描，波束成形器可以被设计成匹配Tam-Danielson窗口，并且Tam-Danielson窗口之外的检测器区域可以用于散射测量。
例如，图11示出了具有投影到检测器1102上的Tam-Danielson窗口1110的示例性视图1100。特别地，检测器1102包括后(B)阴影区、中心(C)区和前(F)阴影区。检测器1102被示出具有三个连续旋转期间的Tam-Danielson窗口1110的视图。投影测量的中心(C)区由Tam-Danielson窗口1110限定。如上所述，后(B)和前(F)阴影区被波束成形器阻挡而免于被直接放射，并且可以被用于散射估计。利用这个窗口允许具有极好剂量效率的精确图像重构，并增加扫描速度。
然而，视图/设计1100受到螺旋节距的限制，因为它仅适用于一种扫描几何配置。为了提高灵活性，波束成形器的准直窗口可以被设计为基于Tam-Danielson窗口成形的平行四边形。这样的准直窗口将仍然提供足够的投影数据用于精确的图像重构、类似的剂量效率以及更多的准直窗口选项。
例如，图12示出了具有投影到检测器1202上的Tam-Danielson窗口1210的示例性视图1200。在该实施例中，由波束成形器形成的平行四边形1220被示出为围绕投影到检测器1202上的Tam-Danielson窗口1210(虚线)。基于该平行四边形形状1220，检测器1210包括后(B)阴影区1204、平行四边形1220内的中心(C)区1206、以及前(F)阴影区1208。检测器1202被示出具有在三个连续旋转期间由平行四边形1220界定的Tam-Danielson窗口1210的视图。中心(C)区1206投影测量包含Tam-Danielson窗口1210。后(B)和前(F)阴影区1204、1208被波束成形器阻挡而免于被直接放射，并且可以被用于散射估计，如上所述。平行四边形准直窗口1220不限于一个螺旋节距，因为它可以通过适当的波束成形器设计来实现，以适应不同的螺旋节距和扫描需要。
在一些实施例中，当前旋转的后阴影区1204可以与前一次旋转的前阴影区1208组合，以形成扩展的后阴影散射测量区。类似地，当前旋转的前阴影区1208可以与下一次旋转的后阴影区1204组合，以形成扩展的前阴影散射测量区。以这种方式，可以使用在当前旋转的一侧或两侧上的扩展散射测量，来内插当前旋转的中心区1206中的散射。
如图12所示，前阴影区1204和后阴影区1208即使在被扩展时也不具有与中心区1206重叠的覆盖。然而，为了提高估计精度和稳定性，来自相邻旋转的直接散射测量可以用于当前旋转的散射估计。换句话说，扫描可以被设计以使得散射测量和投影测量的覆盖重叠(直接散射测量可用性)。
例如，图13示出了具有投影到检测器1302上的Tam-Danielson窗口1310的示例性视图1300。在该实施例中，由波束成形器成形的平行四边形1320被示出为围绕投影到检测器1302上的Tam-Danielson窗口1310(虚线)。令LC(如图13中的LC所示)为用于投影采集的检测器的中心区1306的轴向长度(在等中心处，其对于随后的轴向长度定义是相同的)。令L1,2,3,4(示为L1、L2、L3和L4)为在相同旋转期间限定如图13的顶部所示的检测器的后(B)和前(F)阴影区1304、1308的梯形形状的轴向长度。在该实施例中，可以在以下条件下实现所述设计：
Figure BDA0003088691860000271
为了满足直接散射测量可用性要求，H必须满足条件(5)。图13的下部所示的两点A和B对于理解等式(5)是至关重要的。特别地，这些点A、B中的至少一个应当从相邻旋转的阴影区可见。以此方式，如图13的下部中所示，当前旋转的中心(C)区1306由来自前一次旋转的前(F)阴影区1308及来自下一次旋转的后(B)阴影区1304重叠，其中满足条件(5)，其在此双侧实施例中捕捉点A及B两者。
假设H满足上述条件(5)，则来自与当前测量的投影数据重叠的相邻旋转的散射测量可以用于估计当前视图的散射。
扫描速度和散射估计精度之间的示例性优化平衡可以由以下条件定义：
Figure BDA0003088691860000281
例如，图14示出了在扫描几何形状1400期间的示例性检测器1402的示意图，所述几何形状1400在扫描的连续旋转期间具有双侧阴影区。该设计是满足条件(6)的图13所示设计的具体实施例。特别地，检测器1402包括后(B)阴影区1404、中心(原发)区1406和前(F)阴影区1408。检测器1402被示出为具有在三个连续旋转期间的视图，其中当前旋转的中心区1406完全被来自前一次旋转的前(F)阴影区1408和来自下一次旋转的后(B)阴影区1404重叠。来自这些阴影区1404、1408的散射测量可以完全可用于估计中心区1406中的测量的投影数据中的散射，如上所述。重叠区域为中心区1406提供完全覆盖，因为H＝LC，并且由L1,2,3,4形成的梯形的尺寸导致组合的阴影区1404、1408的形状与原发区1406的匹配，这导致散射估计的高精度。此外，扫描几何形状通过在连续旋转中不与中心区域重叠来优化速度。
重要的是注意到，在上述所有情况下允许在横向方向上偏离中心的检测器。
图15示出了示例性具有准直器部分1502的波束成形器配置/设计1500，所述准直器部分1502能够被配置成将放射束的形状调整为与上述实施例相关的期望窗口相匹配的平行四边形形状1504。准直器/波束成形器1502(其可以是例如波束成形器36)可以由高x射线衰减的材料(例如钨)制成。波束成形器/准直器1502可以被旋转和平移(沿y轴在纵向方向上被移位)，以在满足各种应用(包括偏移检测器)的要求的范围内调整期望窗口1504的形状。
为了使散射估计更准确，波束成形器的半影区应当被排除。在一个实施例中，这可以通过自动检测每个投影的轴向轮廓并且然后排除轴向方向上的多个预定义像素来实现。另一种方法是对不同的窗口和扫描配置提前进行实验，并考虑半影区预先定义用于散射测量的后区和前区。
下面的流程图和框图示出了与根据上述系统的散射估计相关联的示例性配置和方法。示例性方法可以在逻辑、软件、硬件或其组合中执行。另外，尽管以一定顺序呈现了过程和方法，但是可以以不同的顺序(包括串行和/或并行)执行方框。因此，尽管被顺序地示出，但以下步骤(包括成像、基于图像的预递送步骤和治疗递送)，可以同时被执行(包括实时地被执行)。此外，可以使用附加步骤或更少步骤。
图16是描绘使用(诸如以上描述的)那些扫描设计的散射校正的示例性方法1600的流程图。输入可以包括任何可选的在先数据和/或扫描设计。在该实施例中，步骤1610包括数据采集。例如，在向靶和放射检测器投影准直放射束的放射源的连续旋转期间，根据上述实施例中的任何一个，该方法测量放射检测器的中心(原发)区中的投影数据(原发+散射)，并使用检测器的前阴影外围区和/或后阴影外围区来测量散射。
步骤1610中的数据采集还可以包括在扫描期间利用波束成形器调节放射束的形状。利用波束成形器调节放射束的形状可以包括在扫描期间旋转和平移波束成形器的高度x射线衰减的材料，以阻挡放射直接暴露阴影区。在一个实施例中，该方法包括利用波束成形器将放射束的形状调整为与扫描设计(包括针对螺旋或步进拍摄的圆形扫描)相关联的矩形步进拍摄。在另一实施例中，该方法包括用波束成形器将放射束的形状调整为平行四边形，该平行四边形包含与螺旋扫描的节距相关联的Tam-Danielson窗口。波束成形器可以基于x射线源的旋转之间的纵向距离来调整放射束的形状，这包括其中纵向距离是连续圆形扫描之间的步进距离的实施例和其中纵向距离是螺旋扫描期间的节距的实施例。在一些实施例中，步进或节距在扫描期间变化，并且波束成形器可相应地调整波束形状。
接下来，步骤1620包括散射估计。例如，根据上述实施例中的任何一个，对于每次旋转，该方法使用来自当前旋转的散射测量和/或在相同方位角的相邻旋转的散射测量，来估计来自中心(原发)区的投影数据中的散射。然后，步骤1630包括散射校正。例如，从投影数据中减去从步骤1620估计的散射以获得散射校正的投影数据。输出包括适于成像的散射校正的投影数据。各种实施例可以利用不同的扫描几何形状、检测器定位和/或波束成形器窗口形状。如上所述，检测器也可以在横向方向上偏移。
一个或多个优化过程也适用于所有上述实施例以估计散射。例如，图17是描述使用诸如上述的扫描设计的散射校正的示例性方法1700的流程图。输入可以包括任何可选的在先数据和/或扫描设计。在该实施例中，步骤1710包括数据采集，其中该方法测量放射检测器的中心(原发)区中的投影数据，并测量检测器的(一个或多个)阴影外围区中的散射(包括如上所述的通过波束成形器进行的所需调整)。接下来，在步骤1720，可以预处理所采集的数据。例如，预处理可以包括平滑散射测量。在另一示例中，预处理可包括找出当前旋转与相邻旋转的散射测量之间的关系以修改相邻测量来提高估计精度。然后，在步骤1730，该方法可以利用各种模型训练/拟合技术来，基于优化模型优化测量的散射数据(包括区分来自不同位置的数据质量/重要性)。详细的例子包括在下述方法中。
接下来，步骤1740包括散射估计，其中，该方法针对每次旋转使用当前旋转的散射测量和相邻旋转的散射测量两者来估计来自中心(原发)区的投影数据中的散射。接下来，步骤1750可以包括对估计的散射进行后处理。例如，后处理可以包括跨通道和/或视图应用过滤处理以改善散射平滑度。然后，步骤1760包括散射校正，其中，所述方法从投影数据减去估计的散射，以获得散射校正的投影数据。与方法1600的步骤类似，方法1700的步骤可以根据上述实施例中的任何一个实施例来实现。输出包括适于成像的散射校正的投影数据。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/或波束成形器窗口形状。
在另一实施例中，图18是描述使用(诸如上述那些的)扫描设计的优化的散射校正的示例性方法1800的流程图。输入可以包括任何可选的在先数据和/或扫描设计。图18描绘了用于优化的散射校正的工作流程(框架)的高级图。为了方便起见，使用以下符号：
Figure BDA0003088691860000311
针对第N次旋转在检测器中心区域中的测量的投影数据
Figure BDA0003088691860000312
针对第N次旋转在检测器的外围(阴影)区中的测量的散射
Figure BDA0003088691860000313
预处理
Figure BDA0003088691860000314
Figure BDA0003088691860000315
是拟合/训练模型，并且
Figure BDA0003088691860000316
是该模型的矢量参数
Figure BDA0003088691860000317
针对第N次旋转在检测器中心区中的估计散射
Figure BDA0003088691860000318
后处理
Figure BDA0003088691860000319
Figure BDA00030886918600003110
针对第N次旋转在检测器中心区中的校正的投影数据(原发数据)。
在该实施例中，步骤1810、1812、1814包括数据采集。步骤1810包括当前旋转的投影测量。步骤1812包括当前旋转的散射测量。步骤1814包括来自相邻旋转(例如，在单侧实施例中的下一次旋转k+1)的散射测量。接下来，在步骤1820、1822，可预处理散射测量(例如，平滑散射测量；找出当前旋转和相邻旋转的散射测量之间的关系以修改相邻测量，以改进估计精度等)。然后，在步骤1830，该方法可以利用优化/训练引擎(engine)模型1832，使得根据优化函数
Figure BDA00030886918600003111
训练/拟合引擎参数
Figure BDA00030886918600003114
在该实施例中，目标是找到最佳拟合参数集
Figure BDA00030886918600003115
在这种情况下可以应用各种优化方法。
接下来，根据上述任何实施例，步骤1840估计当前旋转的散射。接下来，步骤1850可经由后处理(例如，跨通道和/或视图应用滤波过程以改进散射平滑度等)来改进估计的散射。然后，步骤1860包括从当前旋转的投影测量中减去当前旋转的估计散射，以获得在步骤1870输出的校正的投影数据。如上所述，根据应用，可以不使用包括例如步骤1820、1822、1850的各种步骤。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/或波束成形器窗口形状。
以这种方式，系统和方法的各种实施例通过使用当前视图的准直开口(在纵向方向上)外部的测量的散射和来自相邻扫描旋转(一个或多个)中的纵向移位的视图(但是具有相同的方位角)的测量的散射，来估计当前旋转的散射。扫描设计可以被优化以平衡扫描速度和散射估计精度。该系统和方法可应用于各种扫描，包括例如螺旋扫描和步进拍摄扫描。在各种实施例中，在波束成形器开口外部的区(阴影区)中测量的检测器信号被假定为完全归因于散射。散射可以仅由康普顿散射构成，而没有或具有非常小的瑞利散射，除非轴向准直宽度非常窄。所述系统和方法可以是鲁棒的、快速的、方便的和/或剂量有效的。所述系统和方法的各种实施例不需要数据采集系统的在先信息或患者信息。实施例不需要额外的仪器，例如光束阻挡器。
当与估计散射的阴影方法相比时，以上系统和方法的各种实施例可以呈现各种优点：更准确地，使用更直接的测量，尤其是在被扫描物体在轴向上是不同类的情况下(例如头部、颈部和肩部区)；仅使用波束成形器开口外部的检测器的一侧来实现散射校正；能够对使用螺旋或步进拍摄轨迹扫描的轴向长对象进行散射校正；和/或提供用于优化的数据采集和用于图像重构的剂量使用的选项。
如上所述，所公开的技术的各方面可用于利用集成的kV CT的放射诊疗设备和方法中，所述放射诊疗设备和方法与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分。根据一个实施例，图像采集方法包括或以其他方式在采用kV波束准直的同时利用螺旋的源轨迹(例如，围绕中心轴的连续源旋转以及患者支撑件通过台架孔的纵向移动)以及快速滑环旋转，以在放射诊疗递送平台上提供kV CT成像。应当理解，这样的实现可以提供减少的散射和改进的散射估计，以使得kV图像具有比常规系统更高的质量。
还应当理解，与完成体积图像的多个波束旋转相关联的任何潜在增加的扫描时间可以通过高kV帧速率、高台架速率和/或稀疏数据重构技术来减轻或以其他方式抵消。还应当理解，上述提供可选择性控制的准直器/波束成形器允许用户可以根据具体应用和/或临床需要来权衡或以其他方式改变图像采集时间与图像质量的关系的系统。还应当理解，可以控制放射诊疗递送设备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CBCT扫描(由于散射而具有潜在的降低的图像质量)，以及具有较长采集时间(但由于散射降低而提高图像质量的)且具有窄/缝扇形束的连续的螺旋采集。
图19是描述使用放射诊疗装置(包括例如x射线成像装置10)的IGRT的示例性方法1900的流程图。患者的在先图像数据1905可以是可供使用的(其可以是先前采集的规划图像，包括先前CT图像)。在先数据1905还可以包括治疗规划、体模(phantom)信息、模型、在先信息等。在一些实施例中，所述在先图像数据1905由相同的放射诊疗设备生成，但是在更早的时间生成。在步骤1910，使用低能放射源(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，成像包括具有扇形或锥形波束几何形状的螺旋扫描。步骤1910可以使用上述散射估计和校正技术产生高质量(HQ)图像(一个或多个)或成像数据1915。在一些实施例中，可以调整图像质量以优化图像质量/分辨率与剂量之间的平衡。换句话说，不是所有的图像都需要具有最高的质量，或者可以调整图像质量以优化或折衷图像质量/分辨率和图像获取时间之间的平衡。成像步骤1910还可以包括图像处理，以基于成像数据(例如，根据上述方法)生成患者图像。尽管图像处理步骤1920被示为成像步骤1910的一部分，但在一些实施例中，图像处理步骤1920是单独的步骤(包括由单独的设备执行图像处理的情况)。
接下来，在步骤1930，至少部分地基于来自步骤1910的成像数据1915，执行下面讨论的一个或多个基于图像的预递送步骤。如下面更详细讨论的，步骤1930可以包括确定与诊疗处理和(后续)成像规划相关联的各种参数。在一些实施例中，基于图像的预递送步骤(1930)在治疗递送(1940)之前可能需要更多的成像(1910)。步骤1930可以包括基于成像数据1915调整治疗规划，以作为自适应放射疗法例程的一部分。在一些实施例中，基于图像的预递送步骤1930可以包括实时治疗规划。实施例还可以包括同时、重叠和/或交替激活成像和诊疗放射源。实时治疗规划可以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)中的任何或全部。
接下来，在步骤1940，使用高能放射源(例如，来自诊疗放射源20的MV放射)执行诊疗处理递送。步骤1940根据治疗规划向患者递送治疗剂量1945。在一些实施例中，IGRT方法1900可以包括返回到步骤1910，以便以各种间隔进行附加成像，随后是根据需要的基于图像的预递送步骤(1930)和/或治疗递送(1940)。以这种方式，可以在IGRT期间使用能够进行自适应诊疗的一个装置10来产生和利用高质量的成像数据1915。如上所述，步骤1910、1920、1930和/或1940可以同时、重叠和/或交替执行。
IGRT可以包括至少两个一般目标：(i)将高度适形的剂量分布递送至所述靶体积；以及(ii)在每个治疗分次(fraction)中以高精度递送治疗波束。第三个目标可以是在每分次用尽可能少的时间内完成两个一般目标。精确地递送治疗波束需要利用高质量图像来识别和/或跟踪分次内的靶体积的位置的能力。增加递送速度的能力需要根据治疗规划准确、精确和快速地移动放射源的能力。
图20是示出了可以与上述步骤1930相关联的示例性的基于图像的预递送步骤/选项的框图2000。应当理解，上述x射线成像装置10(例如，作为放射诊疗设备的一部分)可以生成kV图像，所述图像可以以各种方式被使用(包括用于基于图像的预递送步骤(1930))，而不脱离本发明的范围。例如，由放射诊疗设备生成的图像1915可以用于在治疗之前对准患者(2010)。患者对准可以包括将当前成像数据1915与和较早的治疗前扫描和/或规划(其包括治疗规划)相关联的成像数据相关联或配准。患者对准还可以包括关于患者相对于放射源的物理位置的反馈，以验证患者是否物理上在递送系统的范围内。如果需要，患者可以相应地被调整。在一些实施例中，患者对准成像可以故意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x射线成像装置10生成的图像也可以用于治疗规划或重新规划(2020)。在各种实施例中，步骤2020可以包括确认治疗规划、修改治疗规划、生成新的治疗规划和/或从一组治疗规划(有时称为“当日规划”)中选择治疗规划。例如，如果成像数据1915显示靶体积或ROI与开发治疗规划时相同，则可以确认治疗规划。然而，如果靶体积或ROI不相同，则可能需要重新规划诊疗处理。在重新规划的情况下，由于(在步骤1910由x射线成像装置10生成的)成像数据1915的高质量，成像数据1915可以用于治疗规划或重新规划(例如，生成新的或修改的治疗规划)。以这种方式，不需要通过不同设备的治疗前CT成像。在一些实施例中，确认和/或重新规划可以是在各种治疗之前和/或之后正在进行的流程。
根据另一示例性用例，由x射线成像装置10生成的图像能够用于计算成像剂量(2030)，其可以用于对患者的总剂量的持续确定和/或用于随后的成像规划。随后成像的质量也可以作为治疗规划的一部分来确定，例如，以平衡质量和剂量。根据另一示例性用例，由x射线成像装置10生成的图像可以用于计算治疗剂量(2040)，其可以用于对患者的总剂量的持续确定和/或可以被包括作为治疗规划或重新规划的一部分。
根据其他示例性用例，由x射线成像装置10生成的图像能够与规划或调整其他成像(2050)和/或其他治疗(2060)参数或规划结合使用，其包括例如作为自适应治疗和/或治疗划生成的部分。根据另一示例性用例，由x射线成像装置10生成的图像可以与自适应治疗监视(2070)结合使用，所述自适应治疗监视可以包括监视治疗递送并且根据需要进行适配。
应当理解，基于图像的预递送步骤(1930)不是相互排斥的。例如，在各种实施例中，计算治疗剂量(2040)可以是单独的步骤和/或可以是自适应治疗监视(2070)和/或治疗规划(2020)的一部分。在各种实施例中，基于图像的预递送步骤(1930)可以自动地和/或在人的参与下手动地执行。
上述设备和方法，包括图像放射的可调准直以及散射估计和校正方案，提供了改进的散射估计，这导致kV产生的图像比诸如CBCT的常规治疗中成像系统具有更高的质量。
图21是描述在成像(1910)和/或随后的基于图像的预传递步骤(1930)期间可以使用的示例性数据源的框图2100。检测器数据2110表示由图像放射检测器34接收的所有数据。投影数据2120是由入射到准直束区域中的放射产生的数据，该准直束区域在上面被称为原发或中心区。半影数据2130是由入射到半影区域中的放射产生的数据。散射数据2140是由入射到半影区域之外的外围区域中的放射产生的数据，该外围区域在上面被称为阴影区(一个或多个)。
在一个实施例中，半影数据2130可用于分离或识别投影和/或散射数据。如上详细所述，散射数据2140可以用于估计投影数据2120中的散射放射。在另一实施例中，散射数据2140可以用于确定当两个源20、30同时操作时来自诊疗放射源20(例如MV)的散射的残余效应。
以这种方式，半影数据2130和/或散射数据2140可以被用于改善由成像步骤1910生成的图像的质量。在一些实施例中，半影数据2130和/或散射数据2140可以与投影数据2120组合和/或鉴于可应用的成像设置2150、治疗设置2160(例如，如果同时成像和治疗放射)和在成像检测器34处的数据收集时与x射线成像装置10相关联的任何其他数据2170来分析。在其他实施例中，数据可以用于治疗规划步骤1930。
尽管已经关于特定方面、实施例或多个实施例示出和描述了所公开的技术，但是显然，本领域技术人员在阅读和理解本说明书和附图之后将想到等效的变更和修改。特别地，关于由上述元件(部件、组件、设备、构件、组成等)执行的各种功能，除非另外指出，否则用于描述这些元件的术语(包括对“手段”的引用)旨在对应于执行所描述的元件的指定功能的任何元件(即，功能上等同)，即使结构上不等同于执行所公开的技术的本文所示的示例性方面、一个或多个实施例中的功能的所公开的结构。另外，虽然上文可能已相对于若干所说明方面或实施例中的仅一者或一者以上描述所揭示技术的特定特征，但此特征可与其它实施例的一个或一个以上其它特征组合，如对于任何给定或特定应用可能需要且有利。
虽然本文所讨论的实施例涉及上文所讨论的系统和方法，但是这些实施例旨在是示例性的，并且不旨在将这些实施例的适用性限制为仅本文所阐述的那些讨论。虽然已经通过对本发明的实施例的描述对本发明进行了说明，并且虽然已经相当详细地描述了实施例，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到这样的细节。本领域技术人员将容易想到附加的优点和修改。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、代表性装置和方法以及说明性示例。因此，在不脱离申请人的总体发明构思的实质或范围的情况下，可以偏离这些细节。

Claims (20)

1.一种x射线成像装置，包括：
旋转x射线源，用于发射放射束；
x射线检测器，其被定位成接收来自所述x射线源的放射；
波束成形器，其被配置为调整由所述x射线源发射的所述放射束的形状，使得所述x射线检测器的原发区被直接暴露于所述放射束，并且所述x射线检测器的至少一个阴影区被所述波束成形器阻挡而免于直接暴露于所述放射束；
数据处理系统，其被配置为：
接收所述原发区中的测量的投影数据和所述至少一个阴影区中的测量的散射数据；以及
基于在前一次旋转或下一次旋转中的至少一者期间的所述至少一个阴影区中的所述测量的散射数据，确定在当前旋转期间的所述原发区中的估计的散射；
其中在所述前一次旋转或所述下一次旋转中的至少一者期间的所述至少一个阴影区的覆盖与在所述当前旋转期间的所述原发区重叠。
2.根据权利要求1所述的x射线成像装置，其中确定在所述当前旋转期间的所述原发区中的所述估计的散射还基于在所述当前旋转期间的所述至少一个阴影区中的所述测量的散射数据。
3.根据权利要求1所述的x射线成像装置，其中所述x射线检测器的所述至少一个阴影区包括：在从所述原发区起的负纵向方向上的后阴影区和在从所述原发区起的正纵向方向上的前阴影区。
4.根据权利要求3所述的x射线成像装置，其中在所述前一次旋转期间的所述前阴影区的覆盖和在所述下一次旋转期间的所述后阴影区的覆盖与在所述当前旋转期间的所述原发区重叠，以及其中确定在所述当前旋转期间的所述原发区中的所述估计的散射是基于在所述前一次旋转期间的所述前阴影区中的所述测量的散射数据和在所述下一次旋转期间的所述后阴影区中的所述测量的散射数据的。
5.根据权利要求4所述的x射线成像装置，其中确定在所述当前旋转期间的所述原发区中的所述估计的散射还基于在所述当前旋转期间的至少一个阴影区中的所述测量的散射数据。
6.根据权利要求1所述的x射线成像装置，其中所述波束成形器基于所述x射线源的旋转之间的纵向距离来调整所述放射束的所述形状。
7.根据权利要求6所述的x射线成像装置，其中所述纵向距离是连续的圆形扫描之间的步进距离。
8.根据权利要求6所述的x射线成像装置，其中所述纵向距离是螺旋扫描期间的节距，以及其中所述放射束的所述形状是被配置成捕获与所述节距相关联的Tam-Danielson窗口的平行四边形。
9.根据权利要求1所述的x射线成像装置，其中所述x射线检测器在横向方向上偏移。
10.一种估计x射线图像中的散射的方法，包括：
从x射线检测器的原发区接收测量的投影数据，其中所述x射线检测器的所述原发区在扫描期间被直接暴露于来自放射源的放射束；
从所述x射线检测器的至少一个阴影区接收测量的散射数据，其中所述x射线检测器的所述至少一个阴影区被阻挡而免于直接暴露于所述放射束；以及
基于在所述扫描的前一次旋转或下一次旋转中的至少一者期间的所述至少一个阴影区中的所述测量的散射数据，确定在当前旋转期间的所述测量的投影数据中的估计的散射；
其中在所述前一次旋转或所述下一次旋转中的至少一者期间的所述至少一个阴影区的覆盖与在所述扫描的所述当前旋转期间的所述原发区重叠。
11.根据权利要求10所述的方法，其中确定在所述当前旋转期间的所述测量的投影数据中的所述估计的散射还基于在所述当前旋转期间的所述至少一个阴影区中的测量的散射数据。
12.根据权利要求10所述的方法，其中所述x射线检测器的所述至少一个阴影区包括后阴影区和前阴影区，以及其中在所述前一次旋转期间的所述前阴影区的覆盖和在所述下一次旋转期间的所述后阴影区的覆盖与在所述当前旋转期间的所述原发区重叠，以及其中确定在所述当前旋转期间的所述测量的投影数据中的所述估计的散射是基于在所述前一次旋转期间的所述前阴影区的所述测量的散射数据和在所述下一次旋转期间的所述后阴影区的所述测量的散射数据的。
13.根据权利要求10所述的方法，还包括在所述扫描期间利用波束成形器来调整所述放射束的形状。
14.根据权利要求13所述的方法，其中利用所述波束成形器来调整所述放射束的所述形状包括：旋转和平移所述波束成形器的x射线衰减材料。
15.根据权利要求10所述的方法，还包括利用波束成形器将所述放射束的形状调整为与步进拍摄的圆形扫描相关联的矩形。
16.根据权利要求10所述的方法，还包括利用波束成形器将所述放射束的形状调整为平行四边形，所述平行四边形包含与螺旋扫描的节距相关联的Tam-Danielson窗口。
17.根据权利要求10所述的方法，还包括基于所述测量的投影数据中的所述估计的散射来校正所述测量的投影数据。
18.根据权利要求10所述的方法，还包括基于优化模型来优化所述测量的散射数据。
19.根据权利要求10所述的方法，还包括优化扫描速度和散射估计精度。
20.一种放射诊疗递送设备，包括：
可旋转台架系统，其至少部分地围绕患者支撑件被定位；
第一放射源，其被耦合到所述可旋转台架系统，所述第一放射源被配置为诊疗放射源；
第二放射源，其被耦合到所述可旋转台架系统，所述第二放射源被配置为具有小于所述诊疗放射源的能级的成像放射源；
放射检测器，其被耦合到所述可旋转台架系统，并且被定位成接收来自所述第二放射源的放射；
波束成形器，其被配置为调整由所述第二放射源发射的放射束的形状，使得所述放射检测器的原发区被直接暴露于所述放射束，以及所述放射射线检测器的至少一个阴影区被所述波束成形器阻挡而免于直接暴露于所述放射束；以及
数据处理系统，其被配置为：
接收所述原发区中的测量的投影数据和所述至少一个阴影区中的测量的散射数据；以及
基于在前一次旋转或下一次旋转中的至少一者期间的所述至少一个阴影区中的所述测量的散射数据，确定在当前旋转期间的所述原发区中的估计的散射，其中在所述前一次旋转或所述下一次旋转中的至少一者期间的所述至少一个阴影区的覆盖与在所述当前旋转期间的所述原发区重叠；
基于所述估计的散射来重构患者图像；以及
在自适应IGRT期间，基于所述患者图像经由所述第一放射源向所述患者递送一剂量的治疗放射。
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