CN113164148A - 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 - Google Patents

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 Download PDF

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CN113164148A
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Abstract

提供了一种x射线成像设备和关联的方法，用于接收主要区域中测得的投射数据和非对称阴影区域中测得的散射数据，并且基于阴影区域中测得的散射数据，确定主要区域中的估计的散射。可以通过调整射束孔径中心在检测器的读取区域上的位置来控制非对称阴影区域。半影数据也可用于估计主要区域中的散射。

Description

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
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38935/04018的题为“METHOD ANDAPPARATUS FOR IMPROVING SCATTER ESTIMATION AND CORRECTION IN IMAGING(用于改善成像中的散射估计和校正的方法和装置)”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 IMAGE RECONSTRUCTION ANDCORRECTION 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，涉及利用来自检测器读取的阴影区域数据(包括非对称阴影区域/数据)来估计主要区域投射数据中的散射，包括在锥形射束计算机断层成像(CT)扫描期间。
背景技术
当在宽准直开口中不使用防散射光栅时，锥形射束CT中的散射会占检测到的光子中的很大一部分。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。
拟合准直器阴影中的数据以预测开口中的散射是用于锥形射束CT(CBCT)的有效散射估计方法。常规而言，该方法需要来自主要区域两侧的准直器阴影中的大量数据，以实现可靠的散射拟合。此外，可能需要减小检测器(面板)的读取范围以减少读取时间，从而允许以更高的帧频进行扫描。
发明内容
在一个实施例中，估计x射线图像中的散射包括：接收从x射线检测器的主要区域测得的投射数据，其中，x射线检测器的主要区域在至少一次扫描期间直接暴露于来自放射源的放射束；接收从x射线检测器的至少一个阴影区域测得的散射数据，其中，阻挡x射线检测器的至少一个阴影区域直接暴露于放射束；以及基于至少一个阴影区域中测得的散射数据，确定测得的投射数据中的估计的散射，其中，在至少一次扫描期间，主要区域的孔径中心偏离读取范围的读取中心。
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x射线检测器上的示例性准直投射的示意图。
图4是具有对称阴影读取区域的示例性射束和检测器配置的图示。
图5是具有非对称阴影读取区域的示例性射束和检测器配置的图示。
图6是具有非对称阴影读取区域的另一个示例性射束和检测器配置的图示。
图7是具有非对称阴影读取区域的另一个示例性射束和检测器配置的图示。
图8是使用示例性准直器开口投射到检测器上的示例性肺部体模的图示。
图9是具有对称阴影读取区域的成像设计的图示，其示出了跨图8所示的示例性肺部体模的数据轮廓(data profile)。
图10是具有非对称阴影读取区域的成像设计的图示，其示出了跨图8所示的示例性肺部体模的数据轮廓。
图11是使用示例性准直器开口投射到检测器上的示例性肺部体模的图示。
图12是具有对称阴影读取区域的图11所示的示例性肺部体模的数据图。
图13是具有非对称阴影读取区域的图11所示的示例性肺部体模的数据图。
图14是成像设计的图示，其示出了在双重扫描的第一扫描中跨图8所示的示例性肺部体模的数据轮廓。
图15是成像设计的图示，其示出了在双重扫描的第二扫描中跨图8所示的示例性肺部体模的数据轮廓。
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个示例性方法的流程图。
图18是描绘优化非对称扫描设计的示例性方法的流程图。
图19是描绘使用放射治疗装置的IGRT的示例性方法的流程图。
图20是描绘示例性的施照前的基于图像的步骤的框图。
图21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，包括在锥形射束CT扫描期间利用阴影区域数据来估计主要区域投射数据中的散射。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。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。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，x射线成像设备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。x射线成像设备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。通常，检测器34的有效区域可以被配置为使得可以与主要区域一起来读取x射线检测器34的一个或两个非对称阴影区域。
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。
成像设备10可以包括操作者/用户界面48，在界面处，成像设备10的操作者可以与成像设备10交互或以其他方式控制成像设备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。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，例如与成像设备10的操作有关的成像或扫描参数。
如图2所示，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，包括向成像源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/或成像源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成像设备10一起使用。
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/或成像源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和成像源30的相对操作。例如，可以控制成像源30，并且成像源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，可以控制成像源30，并且成像源30可以与治疗性放射源20顺序地操作。
将会理解到，成像源30和检测器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，使成像源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。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，成像设备10可以用于获取体积图像和/或平面图像(例如，通过使用成像源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，成像源焦点尺寸、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，可以基于在检测器34的阴影区域(和半影区域)中测得的数据来估计在检测器34的主要区域中采集的投射数据中的散射。
图3是在x射线检测器302上的示例性准直投射300的示意图。旋转的x射线源306被示为发出放射束308，该放射束308使检测器302的主要或中心(C)区域310暴露，从而随着x射线源围绕y轴旋转而定向来自x射线源306的放射(例如，通过目标对象)。患者支撑物(未示出)的运动可以在沿着y轴的轴向(纵向)方向上，包括作为上述扫描的一部分。检测器302还具有后(B)阴影区域312和前(F)阴影区域314，它们被射束成形器/准直器320阻挡从而不能直接暴露于放射束308。射束成形器/准直器320被配置为调整由x射线源306发出到检测器302上的放射束308的形状和/或位置。阴影区域312、314将仅接收经过散射的放射。
准直器320的开口配置为，使得检测器302的后(B)端312和前(F)端314在轴向或纵向方向(沿着患者台面方向或y轴)没有被直接放射308照射。这些后(B)阴影区域312(沿旋转y轴的负纵向方向)和前(F)阴影区域314(沿旋转y轴的正纵向方向)可用于散射测量，因为它们不接收直接放射。例如，检测器302的读取范围可以被配置为读取一个或多个阴影区域312、314中的全部或部分数据，并将该数据用于主要区域310中的散射估计。主要或中心(C)区域310既接收直接投射又接收散射。
数据处理系统(例如，处理器40)可以被配置为接收主要区域310中测得的投射数据和至少一个阴影区域312，314中测得的散射数据，然后基于至少一个阴影区域312、314中测得的散射数据来确定主要区域310中的估计的散射。在一些实施例中，确定当前旋转期间主要区域310中的估计的散射可以基于相邻(先前和/或随后的)旋转期间至少一个阴影区域312、314中测得的散射数据。在其他实施例中，从半影区域(与主要区域和阴影区域接壤)测得的数据也可以用于散射估计。
准直器阴影拟合方法的一些实施例可以将来自准直器阴影区域312、314的两侧的大量数据用于散射拟合。测量阴影区域312、314中的大量散射数据会消耗大量处理时间，但是这对于可靠的散射拟合(估计)并非总是需要的。例如，在CBCT扫描期间，可能需要减小检测器的读取范围(包括主要区域和被读取的阴影区域)以减少读取时间，从而允许以更高的帧频进行扫描。然而，当使用减小的检测器读取范围并且应用使用准直器阴影数据拟合的散射估计时，仍然需要分配一定的读取范围用于读取准直器阴影区域312、314中的数据。因此，在这些实施例中，为了减少读取时间，通常将减小用于主要区域310中患者数据采集的有效检测器区域，从而导致有效扫描视场减小。因此，当需要扫描患者的较大轴向范围时，将需要另外的圆形扫描或螺旋扫描旋转。总扫描时间将增加，并且治疗工作流程和吞吐量将受到不利影响。
然而，在本文描述的各种实施例中，非对称数据拟合的使用可以用于散射估计，以减轻减小视场(FOV)的需要。例如，一些实施例使用来自准直器阴影的一侧的大量数据并且使用来自准直器阴影的另一侧的最少数据，使得减小了用于读取数据以进行散射拟合的总检测器读取范围，从而在使用有限的检测器读取范围时，有效地增加了扫描FOV(或者在与未减小的检测器读取范围相比时，保持了扫描FOV)。这可以称为非对称散射拟合。
图4-7示出了具有各种阴影区域和检测器读取范围的扫描设计中的示例性检测器的示意图。示例性检测器被定位成从发出放射束的x射线源(未示出)接收放射，其中，检测器包括读取范围。射束成形器(未示出)被配置为调整由x射线源发出的放射束的形状(例如，宽度)和位置(例如，中心)，使得x射线检测器的主要区域直接暴露于放射束，并且x射线检测器的至少一个阴影区域被射束成形器阻挡从而不能直接暴露于放射束(例如，如图3所示)。
为了方便起见，在这些图中，沿着x射线成像设备的轴向方向(y轴)，使用以下符号来标识射束区域和检测器区域：令LD为具有检测器中心CD的检测器的轴向长度；令LA为由具有孔径中心CA的射束成形器创建的孔径的轴向长度；并且令LR为具有读取中心CR的检测器读取(有效)范围的轴向长度。将射束投射到检测器上创建了具有等于LA的轴向长度LC的主要区域，具有轴向长度LSB的后阴影区域和具有轴向长度LSF的前阴影区域。具有轴向长度LPB的后半影区域和具有轴向长度LPF的前半影区域位于主要区域和阴影区域之间。以这种方式，射束成形器可以被配置为将放射束投射到检测器上，使得LD＝LSB+LPB+LA+LPF+LSF。此外，可以控制/配置检测器的有效读取区域，使得仅阴影区域的一部分被读取(有效)，其中有效后阴影区域的轴向长度为LB，有效前阴影区域的轴向长度为LF。
图4是具有对称阴影读取区域的示例性射束和检测器配置400的图示。在该配置中，示出了检测器402，其孔径中心CA和读取中心CR与检测器中心CD对准。在此，有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF在检测器402上长度相等且对称。
如上所述，为了优化读取时间、扫描速度、剂量等，各种实施例可以利用非对称阴影区域及其关联的测量结果，其中，读取范围LR的读取中心CR偏离主要区域LC(LA)的孔径中心CA。可以通过改变检测器上的射束的形状(大小/位置)和/或通过改变检测器读取(有效)区域的大小/位置来创建这种偏离。为了适应优化的或减小的读取范围LR，图5-7示出了读取范围LR的读取中心CR偏离主要区域LC的孔径中心CA的示例性实施例，使得有效(读取)阴影区域LF、LB不相等，但足以用于散射拟合和估计。
在一个实施例中，图5是具有非对称阴影读取区域的示例性射束和检测器配置500的图示。在该实施例中，可以减小读取范围LR，但是读取中心CR与检测器502的检测器中心CD对准。在该实施例中，射束成形器可以调整入射在检测器502上的放射束的形状，使得主要区域LC的孔径中心CA偏离读取中心CR。偏离量以轴向长度LO示出。在该配置中，有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF变得非对称。在此，示出了有效后阴影区域LB的轴向长度大于有效前阴影区域LF的轴向长度。在其他实施例中，孔径中心CA可以在LF大于LB的相反方向上偏移，具有类似的效果。阴影读取区域LF、LB中的一个或两个可以用于散射拟合。
在另一个实施例中，图6是具有非对称阴影读取区域的另一个示例性射束和检测器配置600的图示。在该实施例中，可以减小读取范围LR，其中读取中心CR偏离检测器602的检测器中心CD。在该实施例中，主要区域LC的孔径中心CA与检测器中心CD对准。偏离量以轴向长度LO示出。在该配置中，有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF变得非对称。在此，示出了有效后阴影区域LB的轴向长度大于有效前阴影区域LF的轴向长度。在其他实施例中，读取中心CR可以在LF大于LB的相反方向上偏移，具有类似的效果。阴影读取区域LF、LB中的一个或两个可以用于散射拟合。
在另一个实施例中，图7是具有非对称阴影读取区域的另一个示例性射束和检测器配置700的图示。在该实施例中，可以减小读取范围LR，其中读取中心CR和孔径中心CA均偏离检测器702的检测器中心CD。读取中心CR和孔径中心CA之间的净偏离量以轴向长度LO示出。在该配置中，有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF变得非对称。在此，示出了有效后阴影区域LB的轴向长度大于有效前阴影区域LF的轴向长度。在其他实施例中，读取中心CR和孔径中心CA可以在LF大于LB的相反方向上偏移或具有相反的相应偏移，具有类似的效果。阴影读取区域LF、LB中的一个或两个可以用于散射拟合。
在这些实施例中的任何一个中，x射线成像设备(例如，成像设备10)可以包括数据处理系统(例如，处理器40)，该数据处理系统被配置为接收主要区域LC中测得的投射数据和至少一个阴影区域LF、LB中测得的散射数据，并基于至少一个阴影区域LF、LB中测得的散射数据来确定主要区域LC中估计的散射。在一些实施例中，数据处理系统可以被配置为接收至少一个半影区域LPF、LPB中测得的半影数据，并基于至少一个半影区域LPF、LPB中测得的半影数据来确定主要区域LC中估计的散射。
成像设计可以包括对主要区域LC的大小和读取范围LR内至少一个阴影区域LF、LB的大小的优化，以及对各种其他成像考虑因素(包括例如读取速度、扫描速度、散射估计算法/协议、机器限制等)的优化，从而产生非对称的阴影区域配置。如上所述，在各种实施例中，区域LC、LF和/或LB的期望的尺寸可以使用准直器(例如，射束成形器36)来实现，该准直器具有在检测器上产生可变射束宽度的能力，例如，通过可以平移和/或旋转以相对于检测器(例如，x射线检测器34)读取中心CR调整孔径中心CA的装置。在一些实施例中，区域LC、LF和/或LB的期望的尺寸可以使用检测器读取控制(例如，控制尺寸和定位)、经由硬件和/或软件、单独地或结合准直器来实现。
例如，图8是使用示例性窄准直器开口投射到检测器802上的示例性肺部体模804的图示800。中心区域是暴露于放射束的肺部体模804，并且左侧和右侧的黑色区域是准直器阴影806。黑点808是正好在体模804之前的引导珠(lead bead)。在该配置中，示出了检测器802具有孔径中心CA。将射束孔径投射到检测器上创建了轴向长度为LA的主要区域、轴向长度为LSB的后阴影区域以及轴向长度为LSF的前阴影区域。
图9和图10示出了成像设计900、1000，其中，数据轮廓是沿着跨图8中所示的检测器802平面中的示例性肺部体模804的线A-A。数据轮廓的水平轴是检测器802平面上的像素位置。数据轮廓的竖直轴表示针对沿线A-A的每个像素测得的数据的图。图左侧的后阴影LSB范围示出了左准直器阴影区域中可用于散射估计(拟合)的数据范围。图右侧的前阴影LSF范围示出了右准直器阴影区域中可用于散射估计的数据范围。检测器802的潜在读取范围LR被示出为具有读取中心CR。检测器802的读取范围LR之外的数据将不会被读取，并且因此不可用。在有限的检测器读取范围的情况下，如果准直器开口保持不变，则必须减少可用于散射拟合的数据。
图9是具有对称阴影读取区域的成像设计900的图示，其中，数据轮廓是沿着跨图8中所示的检测器802平面中的示例性肺部体模804的线A-A。在这种配置中，检测器802被示出为具有与读取中心CR对准的孔径中心CA。在此，检测器802的读取范围LR被示出为具有轴向长度为LC的主要区域。有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF在检测器802上长度相等并且对称。在该实施例中，LB和LF表示充分的散射估计所需的典型阴影区域大小。
然而，如上所述，例如，为了减少读取时间，各种实施例包括检测器802的减小的读取范围LR，并且可以利用非对称阴影区域，其中，读取范围LR的读取中心CR偏离主要区域LC(LA)的孔径中心CA。例如，图10是具有非对称阴影读取区域的成像设计1000的图示，其中，数据轮廓是沿着跨图8中所示的检测器802平面中的示例性肺部体模804的线A-A。在此，相对于图9所示的读取范围LR，检测器802的读取范围LR‘减小，但是主要区域的轴向长度LC(FOV)得以保持。有效后阴影区域LB的轴向长度也得以保持以用于散射估计。为了适应减小的读取范围LR‘和相同的主要区域LC，与图9的有效前阴影区域LF相比，有效前阴影区域LF‘减小。因此，读取中心CR’与孔径中心CA(和图9的读取中心CR)偏离LO。在该实施例中，有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF‘的长度不相等(非对称)，但是足以用于散射拟合和估计。
在各种实施例中，如上所述，可以通过改变检测器上的射束的形状(尺寸/位置)(例如，通过使检测器上的射束的孔径中心CA移位)和/或通过改变检测器读取(有效)区域LR的大小/位置来产生孔径中心CA与读取中心CR之间的偏离LO。
在另一个示例中，图11是使用示例性准直器开口投射到检测器1102上的示例性肺部体模1104的图示1100。中心区域是暴露于放射束的肺部体模1104，并且左侧和右侧的黑色区域是准直器阴影1106。黑点1108是正好在体模1104之前的引导珠。在该配置中，示出了检测器1102具有孔径中心CA。将射束孔径投射到检测器上创建了轴向长度为LA的主要区域、轴向长度为LSB的后阴影区域以及轴向长度为LSF的前阴影区域。后阴影LSB范围和前阴影LSF范围示出了可用于散射估计的准直器阴影中的数据范围。
图12和图13分别示出了对称散射拟合和非对称散射拟合，其中，实验数据示出了公开的非对称散射拟合的有效性，该非对称散射拟合被应用于沿着跨图11中示出的检测器1102平面中的示例性肺部体模1104的线A-A的数据轮廓。数据轮廓的水平轴是检测器1102平面上的像素位置，并且数据轮廓的竖直轴表示针对沿线A-A的每个像素测得的数据的图。
图12是具有对称阴影读取区域的数据图1200，其是沿着跨图11所示的检测器1102平面中的示例性肺部体模1104的线A-A。在此，检测器1102的读取范围LR被示出为具有轴向长度为LC的主要区域，并且其中有效后阴影区域LB和有效前阴影区域LF长度相等并对称。在该实施例中，LB和LF表示用于充分的散射估计的典型阴影区域大小。
图13是具有非对称阴影读取区域的数据图1300，其是沿着跨图11所示的检测器1102平面中的示例性肺部体模1104的线A-A。在此，相对于图12所示的读取范围LR，检测器1102的读取范围LR‘减小，但是主要区域的轴向长度LC(FOV)得以保持。有效后阴影区域LB的轴向长度也得以保持以用于散射估计。为了适应减小的读取范围LR‘和相同的主要区域LC，与图12的有效前阴影区域LF相比，有效前阴影区域LF‘减小。
测得的数据线1210是沿着跨检测器1102上的照射区域并延伸到肺部体模1104的准直器阴影LSB、LSF中的线A-A的线轮廓。测得的数据线1210的末端处的尾部在准直器阴影LSB、LSF中。测得的数据线1210中的凹下部分(dip)是小的阴影区域，在该阴影区域中，x射线被正好处于体模1104之前的引导珠阵列1108阻挡。
散射线1220、1320分别是在图12和13中拟合(估计)的散射。测得的数据线1210和散射线1220、1320的重叠部分(在图中由方框箭头标识)指示来自用于散射拟合的准直器阴影LB和LF、LF‘的数据。引导珠1108阴影中测得的数据1210用作拟合后的散射的参考(在被引导珠1108穿透而偏移之后)。如图12和13中的实验数据所示，散射线1220、1320均与曲线1200、1300中的引导珠1108阴影的凹下部分接触。该证据证实了在与应用于测得的相同数据1210的对称散射拟合/估计1220相比时，非对称散射拟合/估计1320的有效性。
在各种实施例中，如上所述，可以通过改变检测器上的射束的形状(尺寸/位置)(例如，通过使射束的孔径中心移位)和/或通过改变检测器读取(有效)区域的大小/位置来产生孔径中心与读取中心之间的偏离。
尽管在图10和图13中未示出，但是在各种实施例中可以利用半影区域(与主要区域和阴影区域接壤，例如，如图4-7中示为LPB和LPF)。在非对称实现中，如果准直器的两侧具有系统上不同的半影，则具有较大半影宽度的一侧可能更适合于减小的阴影区域(例如，如图10和13所示的LF‘)。
在非对称散射拟合的极端实现中，仅从一侧读取准直器阴影，而没有检测器区域用于从另一侧读取准直器阴影。通常，当一侧上只有来自准直器阴影的数据时，散射拟合不起作用。在该实施例中，成像设计实现了双重扫描，其中，在第一扫描期间，检测器的读取范围在准直器的一侧上的半影处截止，而在第二扫描期间，检测器的读取范围在准直器的另一侧的半影处截止。第一扫描包括从一侧可获得的准直器阴影数据，并且第二扫描包括从另一侧可获得的准直器阴影数据。
例如，在一个实施例中，第二扫描可以包括准直器开口相对于检测器读取区域的移位，从而读取另一侧上的准直器阴影。在这些实施例中，通过组合第一扫描中来自一侧的准直器阴影数据和第二扫描中来自另一侧的准直器阴影数据，获得足够的准直器阴影数据，并且可用于散射估计。这种设计可使检测器的读取范围在每次扫描期间在准直的一侧处的半影范围处截止，从而最大化有用的扫描FOV。组合可用数据可以提供与常规准直器阴影拟合方法一样可靠的散射估计。
例如，图14和图15示出了成像设计1400、1500，其中，数据轮廓是沿着跨图8中所示的检测器802平面中的示例性肺部体模804的线A-A。如上所述，图左侧的后阴影LSB范围示出了左准直器阴影区域中可用于散射估计(拟合)的数据范围。图右侧的前阴影LSF范围示出了右准直器阴影区域中可用于散射估计的数据范围。检测器802的减小的读取范围LR被示出为具有与孔径中心CA偏离LO的读取中心CR。
图14是具有非对称阴影读取区域的成像设计1400的图示，其中，沿着跨示例性肺部体模804的线A-A的数据轮廓用作双重扫描的第一扫描。在该设计1400中，读取范围LR＝LB(+LPB)+LC(+LPF)，其中，LPB和LPF是可以在某些实施例中使用的半影区域，如下所述。以这种方式，仅读取一个阴影区域LB以用于散射估计数据(以及读取范围LR中的主要区域LC)。图15是具有非对称阴影读取区域的成像设计1500的图示，其中，沿着跨示例性肺部体模804的线A-A的数据轮廓用作双重扫描的第二扫描。在该设计1500中，读取范围LR＝(LPB+)LC(+LPF)+LF。以这种方式，仅相对的阴影区域LF被读取以用于散射估计数据。
在一个实施例中，使准直器孔径中心CA相对于检测器读取范围LR的读取中心CR移位可以最大化(优化)双重扫描方法中检测器上的有效数据采集区域。在第一扫描中(例如，如图14所示)，左准直器阴影区域LB与检测器读取范围LR重叠，并提供用于散射拟合的左侧数据，但是检测器读取范围LR与右半影LPF对准(在其处截止)(由于半影区域已被污染，并且至少用于CT重建的统计数据更少)。在第二扫描中(例如，如图15所示)，相对于检测器及其读取范围LR调整(例如，移位)准直器(及其孔径中心CA)。检测器读取范围LR与左半影LPB对准(在其处截止)，并与右准直器阴影LF重叠，以提供足够的数据用于散射拟合。通过组合来自左阴影区域和右阴影区域的数据，来自主要区域左侧和右侧的足够的散射数据可用于准确的散射拟合。
在该双重设计实施例中，如果第一扫描和第二扫描使用不同的剂量(例如，mA)，则在散射拟合和/或重建过程之前或期间，可以相应地缩放或加权来自两次扫描的准直器阴影数据。此外，通过使用利用与每次扫描的剂量相关的缩放/加权所估计的散射，可以针对每次扫描分别重建主要区域中测得的投射数据。而且，在一些实施例中，例如通过在重建之前或重建期间联合数据，可以联合地重建来自两次扫描的数据，同时将估计的散射相应地用于散射校正。
在一个实施例中，确定测得的投射数据中的估计的散射包括：基于扫描期间的剂量之间的差异，对至少一个阴影区域中测得的散射数据进行缩放。在另一个实施例中，确定测得的投射数据中的估计的散射包括：基于扫描期间的剂量之间的差异对从第一扫描或第二扫描测得的投射数据进行缩放。
通常在常规CT或CBCT扫描中不使用与准直器相关联的半影区域(例如，LPB和LPF)。通常，射束准直器每一侧处的半影区域覆盖检测器范围，该检测器范围通常约为源的焦点的大小乘以放大倍数。为了使散射估计更加准确，可以排除准直器/射束成形器的半影区域。在一个实施例中，这可以通过自动检测每个投射的轴向轮廓并且然后排除轴向方向上的多个预定像素来实现。另一种方法是针对不同的窗口和扫描配置提前进行实验，并根据半影区域预先限定用于散射测量的后部区域和前部区域。
然而，在一些实施例中，非对称散射估计技术可以估计半影区域(例如，LPB和/或LPF)中的散射，并将获得的散射用于与准直器孔径LA对应的主要区域LC中的散射估计。这些实施例减少了准直器阴影区域(例如，LB和/或LF)中用于准确的散射拟合/建模所需要的要求的数据，并且因此使得对于给定的检测器读取范围LR，能够提高有效扫描FOV(LC)。在一个实施例中，具有较小阴影区域读取的准直器侧是具有较大半影的一侧。
以这种方式，在半影区域(例如，LPB和/或LPF)中测得的散射可以被建模并且用作与准直器开口相对应的主要区域(例如，LC)中的散射估计的数据。这可以减少准直器阴影区域中(超出半影区域)用于散射拟合所需的数据量，从而允许将检测器读取范围LR中的更多区域用于主要区域LC(患者扫描数据的FOV)。
例如，如果可以准确地测量和映射空气中的半影(Pmap)，则可以估计半影中的散射。在一个实施例中，在没有散射校正的情况下执行图像的第一重建。计算到半影区域的估计的投射(Pp)，并且还计算半影旁边的像素到开口中的估计的投射(Po)。半影旁边的像素到开口中的测得的投射数据(PoM)通过半影映射(PM)进行缩放和调制，以估计以下值，该值是半影中的调制后的主要部分(P_primary)和PoM中的散射(Po_scatter)，其中：
Figure BDA0003092626190000251
这里，
Figure BDA0003092626190000252
表示调制，其例如可以是简单的逐像素乘法。半影中测得的值为：
Figure BDA0003092626190000253
假设半影区域中的散射与半影旁边进入开口的像素相同，则半影中的散射与测得的半影值和半影旁边进入准直器开口的像素的值之间存在以下关系：
Figure BDA0003092626190000254
如果将简单的逐像素乘法用于半影调制，则半影中的散射为：
Figure BDA0003092626190000255
在一个实施例中，可以应用迭代方法来提高上述技术的准确度。例如，可以在第一散射校正之后使用从准直器阴影中测得的散射和从半影估计的散射拟合后的散射来执行上述过程。这可以产生对半影中的散射的更准确的估计，这进而使得可以进行更准确的散射估计。
在另一个实施例中，使用获得的半影中的散射的散射拟合对于来自准直器阴影的数据和来自半影的数据可以具有不同的权重。
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/或射束成形器窗口形状。在一些实施例中，检测器也可以在横向方向上偏移。
以下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。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。因此，尽管被顺序地示出，但是下面的步骤(包括成像、施照前的基于图像的步骤和放疗施照)可以同时地(包括实时地)执行。此外，可以使用附加的步骤或更少的步骤。
图16是描述了使用非对称扫描设计(例如，上面描述的那些)的散射估计和校正的示例性方法1600的流程图。输入可以包括任何可选的先前数据和/或扫描设计。在该实施例中，步骤1610包括数据采集。例如，在朝向目标对象和放射检测器投射准直放射束的放射源的旋转期间，该方法测量放射检测器的中心(主要)区域中的投射数据(主要+散射)，并使用检测器的前阴影外围区域和/或后阴影外围区域测量散射。在这些实施例中，根据上述任何实施例，主要区域的孔径中心在扫描期间偏离读取范围的读取中心，使得前阴影区域和后阴影区域是非对称的(包括仅使用一个阴影区域的情况)。
步骤1610中的数据采集还可包括在扫描之前和/或期间通过射束成形器调整放射束的形状/位置。通过射束成形器调整放射束可以包括在扫描期间旋转和平移射束成形器的高度x射线衰减的材料，以阻挡放射直接暴露阴影区域。步骤1610还可以包括调整读取范围(包括使有效区域移位)。调整放射束和/或读取范围可以用于通过使主要区域的孔径中心和x射线检测器的读取中心发生偏移来创建非对称阴影区域。
接下来，步骤1620包括散射估计。例如，根据上述任何实施例，该方法使用来自阴影区域和/或半影区域的散射测量结果来估计来自中心(主要)区域的投射数据中的散射。然后，步骤1630包括散射校正。例如，从投射数据中减去从步骤1620估计的散射，以获得散射校正后的投射数据。输出包括适用于成像的散射校正后的投射数据。各种实施例可以利用不同的扫描几何形状、检测器定位/有效区域、射束成形器定位/窗口形状等。
图17是描绘了使用具有第一扫描和第二扫描的非对称扫描设计(例如，上面描述的那些)的散射估计和校正的示例性方法1700的流程图。输入可以包括任何可选的先前数据和/或扫描设计。在该实施例中，步骤1710包括在第一扫描期间的数据采集，其中，该方法测量放射检测器的中心(主要)区域中的投射数据并且测量在检测器的第一阴影区域中的散射。接下来，在步骤1720处，该方法在第一扫描和第二扫描之间调整放射束的位置。例如，步骤1720可以调整射束，使得在第一扫描期间第一阴影区域与检测器读取范围的第一侧重叠，而在第二扫描期间第二阴影区域与读取范围的第二侧重叠。然后，步骤1730包括在第二扫描期间的数据采集，其中，该方法测量放射检测器的中心(主要)区域中的投射数据，并测量在检测器的第二阴影区域中的散射。然后，在步骤1740处，该方法可以组合从第一阴影区域和第二阴影区域测得的散射数据，包括通过使用各种模型拟合技术。在一些实施例中，步骤1740可以被跳过或与步骤1750结合。
接下来，步骤1750包括散射估计，其中，该方法使用来自第一阴影区域和第二阴影区域的散射测量结果来估计来自中心(主要)区域的投射数据中的散射。然后，步骤1760包括散射校正，其中，该方法从投射数据中减去估计的散射，以获得散射校正后的投射数据。输出包括适用于成像的散射校正后的投射数据。像方法1600的步骤一样，方法1700的步骤可以根据上述任何一个实施例来实现。
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。例如，在一个实施例中，图18是描绘了优化非对称扫描设计(例如，上面描述的那些)的示例性方法1800的流程图。优化期间的一个约束条件和/或目的可以是目标对象或减少的读取时间。如上所述，减小检测器的读取范围(包括主要阴影区域和读取阴影区域)可以减少读取时间，从而允许以更高的帧频进行扫描。然而，当使用减小的检测器读取范围并且应用使用准直器阴影数据拟合的散射估计时，可能需要分配最小的或目标读取范围以读取准直器阴影区域中的数据。总扫描时间、治疗工作流程和/或吞吐量可能是另外的因素。步骤1810包括确定射束定位。步骤1820包括确定检测器读取范围。在一些实施例中，步骤1810或1820可以是可选的，从而将优化限于其他变量。在其他实施例中，步骤1810和1820可以以特定的顺序、同时和/或迭代地执行。例如，可以执行一个步骤以达到初始优化的设计，并且然后可以鉴于另一个步骤而执行另一步骤，反之亦然，包括迭代地执行，以优化设计。然后在步骤1830处，可以如上所述实现扫描设计。
图19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1900的流程图。患者先前的图像数据1905可以是可用的，其可以是先前获取的计划图像，包括先前的CT图像。先前的数据1905还可以包括治疗计划、体模信息、模型、先验信息等。在一些实施例中，先前的图像数据1905由相同的放射治疗装置但是在更早的时间生成。在步骤1910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1910还可包括图像处理，用于基于成像数据(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1920被示出为成像步骤1910的一部分，但是在一些实施例中，图像处理步骤1920是单独的步骤，包括由单独的装置执行图像处理。
接下来，在步骤1930处，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施照前的基于图像的步骤。如下面更详细地讨论，步骤1930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(1930)在放疗施照(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1930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1940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1940根据治疗计划给予患者治疗剂量1945。在一些实施例中，IGRT方法1900可以包括返回到步骤1910，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(1930)和/或放疗施照(1940)。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1915。如上所述，步骤1910、1920、1930和/或1940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放疗束。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。准确地施照放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20是描绘了可以与以上步骤1930相关联的示例性的施照前的基于图像的步骤/选项的框图2000。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(1930)。例如，由放射治疗装置生成的图像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的成像数据1915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(2020)。在各种实施例中，步骤2020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1915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1915的高质量(由x射线成像设备10在步骤1910处生成)，因此成像数据1915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(2030)，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(2040)，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(2050)和/或其他治疗(2060)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(2070)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(1930)并非互斥的。例如，在各种实施例中，计算治疗剂量(2040)本身可以是一个步骤和/或可以是自适应治疗监测(2070)和/或治疗计划(2020)的一部分。在各种实施例中，施照前的基于图像的步骤(1930)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，这与常规的治疗中的成像系统(如CBCT)相比，产生了kV生成的更高质量的图像。
图21是描绘了可在成像(1910)和/或随后的施照前的基于图像的步骤(1930)期间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接收到的所有数据。投射数据2120是由入射在准直射束区域(上文称为主要区域或中心区域)中的放射生成的数据。半影数据2130是由入射在半影区域中的放射生成的数据。散射数据2140是由入射在半影区域外部的外围区域(上文称为阴影区域)中的放射生成的数据。
在一个实施例中，半影数据2130可以用于分离或识别投射和/或散射数据。如上所详细描述的，散射数据2140可用于估计投射数据2120中的散射放射。在另一个实施例中，散射数据2140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2130和/或散射数据2140可用来改善由成像步骤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可以与投射数据2120组合和/或可以根据适用的成像设置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2170进行分析。在其他实施例中，该数据可以用于治疗计划步骤1930。
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。

Claims (20)

1.一种x射线成像设备，包括：
旋转的x射线源，用于发出放射束；
x射线检测器，定位成从所述x射线源接收放射，其中，所述检测器包括读取范围；
射束成形器，被配置为调整由所述x射线源发出的放射束的形状，使得所述x射线检测器的主要区域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域被所述射束成形器阻挡从而不能直接暴露于所述放射束；
其中，所述主要区域的孔径中心偏离所述读取范围的读取中心。
2.根据权利要求1所述的x射线成像设备，还包括：数据处理系统，被配置为：
接收所述主要区域中的测得的投射数据和所述至少一个阴影区域中的测得的散射数据；以及
基于所述至少一个阴影区域中的所述测得的散射数据，确定所述主要区域中的估计的散射。
3.根据权利要求2所述的x射线成像设备，其中，所述数据处理系统还被配置为：
接收至少一个半影区域中的测得的半影数据；以及
基于所述至少一个半影区域中的所述测得的半影数据，确定所述主要区域中的所述估计的散射。
4.根据权利要求1所述的x射线成像设备，其中，所述射束成形器调整所述放射束的位置，使得所述主要区域的孔径中心偏离所述x射线检测器的检测器中心。
5.根据权利要求1所述的x射线成像设备，其中，所述读取范围的读取中心偏离所述x射线检测器的检测器中心。
6.根据权利要求1所述的x射线成像设备，其中，所述射束成形器调整所述放射束的位置，使得所述主要区域的孔径中心偏离所述x射线检测器的检测器中心，并且其中，所述读取范围的读取中心偏离所述x射线检测器的检测器中心。
7.根据权利要求1所述的x射线成像设备，其中，所述x射线检测器的所述至少一个阴影区域包括具有后轴向长度的后阴影区域和具有前轴向长度的前阴影区域，并且其中，所述后轴向长度不等于所述前轴向长度。
8.一种估计x射线图像中的散射的方法，包括：
接收从x射线检测器的主要区域测得的投射数据，其中，所述x射线检测器的主要区域在至少一次扫描期间直接暴露于来自放射源的放射束；
接收从所述x射线检测器的至少一个阴影区域测得的散射数据，其中，所述x射线检测器的所述至少一个阴影区域被阻挡从而不能直接暴露于所述放射束；以及
基于所述至少一个阴影区域中的所述测得的散射数据，确定所述测得的投射数据中的估计的散射；
其中，在所述至少一次扫描期间，所述主要区域的孔径中心偏离读取范围的读取中心。
9.根据权利要求8所述的方法，还包括：
调整所述放射束的位置，使得所述主要区域的孔径中心偏离所述x射线检测器的读取中心。
10.根据权利要求8所述的方法，其中，所述至少一次扫描包括第一扫描和第二扫描，并且其中，所述至少一个阴影区域包括第一阴影区域和第二阴影区域，所述方法还包括：
在所述第一扫描和所述第二扫描之间调整所述放射束的位置，使得在所述第一扫描期间所述第一阴影区域与所述读取范围的第一侧重叠，并且在所述第二扫描期间所述第二阴影区域与所述读取范围的第二侧重叠；
其中，确定所述测得的投射数据中的所述估计的散射是基于所述第一阴影区域和所述第二阴影区域中的所述测得的散射数据。
11.根据权利要求10所述的方法，其中，在所述第一扫描期间，所述读取范围的第二侧与第一半影区域对准，所述第一半影区域与所述第一阴影区域相对，并且其中，在所述第二扫描期间，所述读取范围的第一侧与第二半影区域对准，所述第二半影区域与所述第二阴影区域相对。
12.根据权利要求10所述的方法，其中，所述第一扫描包括第一放射剂量，并且所述第二扫描包括与所述第一放射剂量不同的第二放射剂量。
13.根据权利要求12所述的方法，其中，确定所述测得的投射数据中的所述估计的散射包括：基于所述第一放射剂量和所述第二放射剂量之间的差异，对所述第一阴影区域或所述第二阴影区域中的至少一个中的所述测得的散射数据进行缩放。
14.根据权利要求12所述的方法，其中，确定所述测得的投射数据中的所述估计的散射包括：基于所述第一放射剂量和所述第二放射剂量之间的差异，对来自所述第一扫描或所述第二扫描中的至少一个的所述测得的投射数据进行缩放。
15.根据权利要求10所述的方法，其中，确定所述测得的投射数据中的所述估计的散射包括：从所述第一扫描和所述第二扫描联合地重建所述测得的投射数据。
16.根据权利要求8所述的方法，还包括：
接收至少一个半影区域中的测得的半影数据；以及
基于所述至少一个半影区域中的所述测得的半影数据，确定所述主要区域中的估计的散射。
17.根据权利要求16所述的方法，其中，基于所述至少一个半影区域中的所述测得的半影数据，确定所述主要区域中的所述估计的散射，包括：确定与半影区域像素相邻的主要区域像素中的估计的散射。
18.根据权利要求17所述的方法，其中，基于所述至少一个半影区域中的所述测得的半影数据，确定所述主要区域中的所述估计的散射，包括：迭代过程。
19.根据权利要求16所述的方法，其中，确定所述主要区域中的所述估计的散射包括：对所述至少一个半影区域中的所述测得的半影数据与所述至少一个阴影区域中的所述测得的散射数据进行不同的加权。
20.一种放射治疗施照装置，包括：
可旋转的门架系统，至少部分地围绕患者支撑物定位；
第一放射源，耦接到所述可旋转的门架系统，所述第一放射源被配置为治疗性放射源；
第二放射源，耦接到所述可旋转的门架系统，所述第二放射源被配置为能量水平低于所述治疗性放射源的成像放射源；
放射检测器，耦接到所述可旋转的门架系统，并且定位成从所述第二放射源接收放射；
射束成形器，被配置为调整由所述第二放射源发出的放射束的形状，使得所述放射检测器的主要区域直接暴露于所述放射束，并且放射线检测器的至少一个阴影区域被所述射束成形器阻挡从而不能直接暴露于所述放射束；以及
数据处理系统，被配置为：
接收所述主要区域中的测得的投射数据以及所述至少一个阴影区域中的测得的散射数据；以及
基于所述至少一个阴影区域中的所述测得的散射数据，确定所述主要区域中的估计的散射，其中，所述主要区域的孔径中心偏离所述读取范围的读取中心；
基于所述估计的散射重建患者图像；以及
在自适应图像引导放射治疗IGRT期间，基于所述患者图像经由所述第一放射源向患者施照治疗性放射剂量。
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