CN117858667A - 用于改进成像的稀疏背景测量和校正 - Google Patents

Abstract

本文公开了一种成像系统，包括：第一x射线源，其被配置为产生适于成像的第一能量范围内的第一x射线光子，将所述第一x射线光子投影到指定成像区域上；可旋转台架，其被配置为旋转所述第一x射线源，使得所述第一x射线源遍历一角路径；以及数据处理器，其具有分析部分。该分析部分被配置成沿所述角路径以一组图像收集角度收集与所述第一x射线光子透射通过所述指定成像区域相关的第一数据，沿所述角路径以一组背景收集角度收集背景数据，其中所述系统在背景角度之间获取所述指定成像区域的多于一个图像。所述分析部分还被配置为使用所述背景数据移除第一数据中的误差，并且基于所述第一数据中的误差的移除，生成经校正的图像。

Description

用于改进成像的稀疏背景测量和校正

相关申请的交叉引用

本申请涉及D.Gagnon等人于2019年11月25日递交的题为“APPARATUS ANDMETHODS FOR SCALABLE FIELD OF VIEW IMAGING USING A MULTI-SOURCE SYSTEM”的美国专利申请No.16/694,148。本申请还涉及十一个美国临时专利申请，这其中包括2018年11月30日递交的No.62/773,712(代理人案号38935/04001)；2018年11月30日递交的No.62/773,700(代理人案号38935/04002)；2019年1月25日递交No.62/796,831(代理人案号38935/04004)；2019年2月1日递交的No.62/800,287(代理人案号38935/04003)；2019年2月5日递交的No.62/801,260(代理人案号38935/04006)；2019年3月4日递交的No.62/813,335(代理人案号38935/04007)；2019年3月20日递交的No.62/821,116(代理人案号38935/04009)；2019年4月19日递交的No.62/836,357(代理人案号38935/04016)；2019年4月19日递交的No.62/836,352(代理人案号38935/04017)；2019年5月6日递交的No.62/843,796(代理人案号38935/04005)；以及2019年7月25日递交的No.62/878,364(代理人案号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，这其中包括：2019年11月25日递交的题为“MULTIMODAL RADIATION APPARATUS AND METHODS”的No.16/694,145(代理人案号38935/04019)；2019年11月25日递交的题为“INTEGRATED HELICAL FAN-BEAM COMPUTEDTOMOGRAPHY IN IMAGE-GUIDED RADIATION TREATMENT DEVICE”的No.16/694,161(代理人案号38935/04011)；2019年11月25日递交的题为“COMPUTED TOMOGRAPHY SYSTEM ANDMETHOD FOR IMAGE IMPROVEMENT USING PRIOR IMAGE”的No.16/694,166,(代理人案号38935/04010)；2019年11月25日递交的题为“OPTIMIZED SCANNING METHODS ANDTOMOGRAPHY SYSTEM USING REGION OF INTEREST DATA”的No.16/694,177(代理人案号38935/04013)；2019年11月25日递交的题为“HELICAL CONE-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHYIMAGING WITH AN OFF-CENTERED DETECTOR”的No.16/694,190(代理人案号38935/04015)；2019年11月25日递交的题为“MULTI-PASS COMPUTED TOMOGRAPHY SCANS FOR IMPROVEDWORKFLOW AND PERFORMANCE”的No.16/694,192(代理人案号38935/04021)；2019年11月25日递交的题为“METHOD AND APPARATUS FOR SCATTER ESTIMATION IN CONE-BEAMCOMPUTED TOMOGRAPHY”的No.16/694,202(代理人案号38935/04012)；2019年11月25日递交的题为“ASYMMETRIC SCATTER FITTING FOR OPTIMAL PANEL READOUT IN CONE-BEAMCOMPUTED TOMOGRAPHY”的No.16/694,210(代理人案号38935/04014)；2019年11月25日递交的题为“METHOD AND APPARATUS FOR IMPROVING SCATTER ESTIMATION AND CORRECTIONIN IMAGING”的No.16/694,218(代理人案号38935/04018)；以及2019年11月25日递交的题为“METHOD AND APPARATUS FOR IMAGE RECONSTRUCTION AND CORRECTION USING INTER-FRACTIONAL INFORMATION”的No.16/694,230(代理人案号38935/04022)。所有上述专利申请和专利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在放射疗法(RT)期间、之前和之后使用x射线辐射的患者成像。所公开的技术特别涉及移除由对某些x射线检测器充电(charging)而引起的残余效应。本发明还涉及测量背景辐射并使用背景辐射来校正所检测的图像。

背景技术

外部射束放射治疗(radiation therapy)提供了对更危险、更侵入性的手术的非侵入性替代。它可以用治疗辐射源(例如，线性加速器(LINAC))产生的x射线治疗病理解剖体(例如，肿瘤、损伤、血管畸形、神经紊乱等)。通常，源将x射线束从多个角度引导到肿瘤部位。仔细控制所述源的取向可以确保每个x射线束穿过相同的肿瘤部位，但是穿过相邻健康组织的不同区域。这保持肿瘤处的累积辐射剂量高，同时保持健康组织中的剂量相对低。

“放射外科手术”指的是以足以比放射疗法更快地使病机(pathology)坏死的剂量将放射施加到目标区域。它应用了更高的放射剂量/分次(doses per fraction)(例如500-2000厘戈瑞)和低级分次(例如，一至五个分次或治疗日)。相反，放射疗法可以使用100-200厘戈瑞和超分次(例如，30至45个分次)。用于放射疗法和放射外科手术的x射线源倾向于在MeV范围内。这是比用于成像的x射线源更高的能量，其倾向于在keV范围内。除非另有说明，术语“放射治疗”和“放射疗法”在这里可互换使用，以表示放射外科手术和/或放射疗法，以便于将这两种MeV技术与使用keV x射线的成像技术进行对比。注意，在此，“MV”和“MeV”x射线和源可互换地表示，按照惯例，它们是“kV”和“keV”x射线和源。当具体引用x射线和源能量时，使用“MeV”和“keV”。

图像引导放射治疗(IGRT)系统将用于成像和治疗的keV和MeV源结合。IGRT系统通常根据它们如何安装和移动治疗x射线源来分类。在台架(gantry)IGRT中，台架使治疗辐射源围绕穿过“等中心点”或x射线束的交叉点的轴旋转。结果导致x射线束在球形或椭球形的3D体积中相交。不同类型的台架不同地安装和移动x射线源。C形臂台架将治疗辐射源安装在悬臂中，并使其围绕穿过等中心点的轴线旋转。环形台架将治疗源安装到环形或圈形元件。病人的身体延伸穿过圆环或环中的孔。该圆环或环围绕穿过该等中心点的轴旋转。在基于机器人臂的系统中，将治疗辐射源安装在机器人臂上给予其运动更多的自由度。机器人臂在患者上方和周围延伸。它可以提供至少五个自由度以从多个平面外的方向输送治疗辐射。相反，环形或C形臂系统以由辐射源的旋转轨迹限定的设定角度输送治疗辐射。

x射线成像系统可以结合到放射治疗系统中以引导辐射输送。它们还可以跟踪治疗中的目标运动。MeV成像系统可以将检测器放置在治疗源对面以对患者成像，用于设置(setup)和治疗中的图像。其它方法使用不同的、独立的图像辐射源(一个或多个)和/或检测器(一个或多个)用于患者设置和治疗中的图像。将治疗中图像与治疗前或治疗前图像信息进行比较可允许在治疗期间跟踪目标。治疗前图像信息可以包括例如CT数据、锥形射束CT(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、以及从这些成像模态(例如但不限于数字重建射线照片(DRR))获得的任何信息。

如上所述，典型地，keV x射线源用于成像。keV源倾向于提供与大多数类型的软组织的良好对比。然而，当成像区包括更致密的组织(例如，厚的骨骼、钙化的动脉等)时，keV系统不能同样好地执行。当感兴趣的组织与这些致密材料位于相同的辐射区域内时，keV图像可能遭受由keV x射线和致密材料的相互作用引起的缺陷。条纹伪影可使所关注区域模糊或变暗。沿着x射线路径的金属(例如，在牙齿填充物、植入物或支架中)可以引起光子匮乏，从而使感兴趣区域模糊。散射误差和其它问题可能引起另外的问题。另一个重要的问题是“射束硬化”，其中由于在身体的其它部分中的选择性吸收，身体的某些部分“看到”不同的x射线光子谱。

主要用于治疗的MeV x射线源也可以产生图像。然而，MeV图像中的对比度噪声比(CNR)可能较低。实际上，有些组织的天然对比度在keV范围内更好，而另一些组织在MeV中更好。但是在匹配剂量(这是患者成像中的关键因素)下，将存在较少的MeV x射线。而且，MeV x射线更难以检测，导致在那些测量中的更高噪声。这使得MeV CNR通常对于所有组织都更差。

通常使用原始MeV x射线图像来确定MeV治疗射束相对于患者的位置。然而，对于更大的MeV成像应用，存在未开发的潜力。特别地，在单个治疗设备中组合keV和MeV x射线成像可以使用这两个能量范围的互补优点。例如，来自MeV x射线的对比度可以填充keV图像中的间隙，在该间隙中，更致密的组织降低keV成像对比度。因此，下文公开了用于组合来自两种类型的图像的信息的改良和改进的技术。

上述每个系统都会在图像采集和分析中出现问题。例如，在keV成像中使用的x射线可以在检测器上产生瞬态效应，其可以持续多于一次的图像扫描。这在来自后续扫描的图像中产生了异常特征，其可能遮蔽图像的特征和混杂分析。这些效应可以在放射治疗中使用的高能MeV x射线中观察到，因为使用了易于带电的检测器和其它残余效应。

发明内容

根据本公开的各方面，一种成像系统包括：第一x射线源，其被配置为产生适于成像的第一能量范围内的第一x射线光子，将所述第一x射线光子投影到指定成像区域上；可旋转台架，其被配置为旋转所述第一x射线源，使得所述第一x射线源遍历(traverses)一角路径(angular path)；以及具有分析部分的数据处理器。所述分析部分被配置为以沿所述角路径的一组图像收集角度，收集与第一x射线光子透射通过所述指定成像区域相关的第一数据，沿所述角路径以一组背景收集角度收集背景数据，其中，图像收集角度的数量在背景收集角度之间最大化。所述分析部分还被配置为使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差，并且基于第一数据中的误差的移除，生成经校正的图像。

所述分析部分可以至少部分地通过确定背景测量的最小数目来确定所述一组背景收集角度。所述分析部分可至少部分地通过最大化背景收集角度之间的所述一组图像收集角度来确定所述一组背景收集角度。使用背景数据从第一数据中移除误差可以包括使用x射线检测器的测量的时间衰减响应(measured time-decay response)对图像进行加权并且从第一数据中减去经加权的图像。所述分析部分可以基于背景数据，重新校准时间衰减响应。重新校准时间衰减响应可以基于多于一个背景图像并且包括多于一个衰减项。使用背景数据移除第一数据中的误差可以包括内插背景图像。

变型包括成像系统，该成像系统包括x射线源和可旋转台架，所述x射线源被配置为产生适于成像的能量范围内的x射线光子，将x射线光子投影到指定成像区域上，所述可旋转台架被配置为旋转x射线源，使得第一x射线源遍历一角路径。该系统包括具有分析部分的数据处理器，该分析部分被配置成沿着所述角路径以第一角度收集背景数据，沿着所述角路径在一定角度范围内收集与x射线光子透射通过指定成像区域有关的图像数据，沿着所述角路径以第二角度收集背景数据，所述第二角度被定位成使得所述角度范围可以在所述第一和第二角度之间，通过使用在所述第一和第二角度收集的背景数据的内插而移除所述图像数据中的误差来生成经校正的图像。

所述分析部分可以至少部分地通过确定用于准确背景估计的背景测量的最小数量来确定所述第一角度、第二角度和角度范围。所述分析部分可以至少部分地通过最大化以下至少一者来确定第一角度、第二角度和角度范围：指定成像区域的图像的总数和在背景收集角度中的每一个之间拍摄的用于指定成像区域的图像的数目。从图像数据中移除误差可以包括：使用x射线检测器的测量的时间衰减响应对图像进行加权，并且从第一数据中减去经加权的图像。所述分析部分可以基于所述背景数据，重新校准所述时间衰减响应。该系统可以包括锥形射束计算机断层摄影(CBCT)系统。该系统可以包括第二x射线源，其被配置成产生在能量上不同于第一能量范围的第二能量范围中的第二x射线光子，将第二x射线光子投影到指定成像区域上，并且其中，所述分析部分可以被配置成执行以下至少一者：组合从第一和第二x射线光子导出的数据、交错应用第一和第二x射线源以及同时操作第一和第二x射线源。所述一组背景收集角度可以沿着所述角路径均匀地分布。所述一组背景收集角度可以沿着所述角路径以预定角度分布。所述一组背景收集角度可以通过以下至少一者而被确定：分析计划计算机断层摄影(CT)图像、分析先前可用的CT图像、分析CT 2D调查图像、以正交角度分析图像、分析患者图谱、分析采集期间的数据。

可以使用患者几何形状、采集协议和相对于患者取向的投影角度中的至少一者来确定所述一组背景收集角度。所述分析部分可以通过算法确定所述一组背景收集角度。该算法可以基于改进CBCT重建的精度来确定所述一组背景收集角度。该算法可以从所述一组背景收集角度中排除共轭角。该算法可以至少部分地基于MeV辐射的使用来选择背景收集角度。该算法可以选择背景收集角度以改进滞后校正和数据驱动的散射校正中的至少一个。使用背景数据移除第一数据中的误差可以包括：沿着角路径在第一角度处收集背景数据，沿着所述角路径在一角度范围处收集第一数据，沿着所述角路径在第二角度处收集背景数据，所述第二角度被定位成使得所述角度范围可以在所述第一和第二角度之间，通过内插在所述第一和第三角度处收集的背景数据来生成误差图像，以及使用所述误差图像移除所述第一数据中的误差。

所述算法可以生成用于第一扫描的第一组背景收集角度和用于第二扫描的第二组背景收集角度，并且所述第一组和第二组可以是不同的。所述第一和第二组可以不重叠。所述角路径可以是螺旋形的。所述算法可以至少部分地基于所述螺旋的节距大小(pitchsize)来确定背景收集角度。所述算法可以至少部分地基于使用图像数据提高3D图像重建的精度来确定背景收集角度。图像重建可以为第一源的不同旋转选择不同组的背景收集角度。所述分析部分可以使x射线控制、平板检测器读出(flat panel detector readout)和CT扫描控制同步，以便在第一x射线源断电时，所述平板检测器读出将提供背景数据。第一x射线源沿所述角路径的移动可以是不间断的，同时x射线源可以断电。所述分析部分还可以被配置为通过基于背景收集角度而修改重建算法来生成3D重建。

修改考虑了背景收集角度之间的不均匀间隔和图像收集角度之间的不均匀间隔。修改考虑第一x射线源的第一旋转中背景图像的方位角位置与第一x射线源的第二旋转中背景图像的方位角位置之间的差异。所述第一旋转的方位角位置可以与所述第二旋转的方位角位置交错。一种操作成像系统的方法，包括：产生适于成像的第一能量范围内的第一x射线光子，将第一x射线光子投影到指定成像区域上，旋转第一x射线源使得第一x射线源遍历一角路径，沿着所述角路径以一组图像收集角度收集与第一x射线光子透射通过所述指定成像区域有关的第一数据，沿着所述角路径以一组背景收集角度收集背景数据，其中所述系统获取所述指定成像区域在背景角度之间的多于一个图像，使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差，以及基于第一数据中的误差的移除，生成经校正的图像。

变型包括一成像系统，该成像系统包括：第一x射线源，其被配置为产生适合于成像的第一能量范围中的第一x射线光子，将第一x射线光子投影到指定成像区域上；可旋转台架，其被配置为旋转第一x射线源，使得第一x射线源遍历一角路径，以及数据处理器，其具有分析部分，其被配置为以沿着所述角路径的一组图像收集角度，收集与第一x射线光子透射穿过指定成像区域有关的第一数据，以沿着所述角路径的背景收集角度，收集背景数据，使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差，以及基于所述第一数据中的误差的移除，生成经校正的图像。

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组件的元件可以被实现为外部组件，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多模态放射治疗装置的透视图。

图2A是根据所公开技术的一个方面的示例性多模态放射治疗装置的示意图。

图2B示出了用于源30的旋转路径202和用于台架12中的检测器34的旋转路径204；

图2C示出了利用能量密集区域206拍摄的图像，该能量密集区域在后续图像上引起充电或重影效果；

图2D是图2C中的图像的强度分布，示出了能量密集区206；

图2E是在图2C中的图像之后拍摄的图像，其具有由图2C中的高能量区域206引起的残余或重影效应208；

图2F是图2E中的图像的轮廓，示出了残余或重影效果208；

图3A示出了旋转路径202的各个角度部分，其中可以测量背景B或图像数据I；

图3B示出了具有交错的背景B测量的两个不同的、连续的旋转350和360的路径202；

图4A是示出了可以根据本公开实现的方法400的流程图；以及

图4B是方法400中的步骤440的细节。

具体实施方式

以下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“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/或每个的组合，以执行(一个或多个)功能或(一个或多个)动作。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者或多者，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的操作的各种其它电路相关联，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。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。所述支持电路与处理器操作地通信。所述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(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。所述指令可以以各种形式体现，诸如例程(routines)、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。

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。

如下面更详细讨论的，所公开的技术的实施例涉及多模态成像/放射治疗设备和方法。在一些实施例中，放射治疗递送(radiotherapy delivery)设备和方法可以结合IGRT或作为IGRT的一部分而使用用于成像的集成低能辐射源和用于治疗和/或成像的高能辐射源。特别地，例如，放射治疗递送设备和方法可以将用于使用旋转(例如，螺旋或步进-发射(step-and-shoot)，具有或不具有使用滑环连续旋转的能力)图像采集的台架中的成像的低能准直辐射源与用于成像和/或治疗性治疗(therapeutic treatment)的高能辐射源组合。

可以从keV辐射源和MeV辐射源利用互补信息(complementary information)和优点。例如，软组织的固有对比度在低能量下可能更高，而在高能量下不缺乏主要光子穿过宽或密集结构。keV和MeV成像数据可以用于彼此补充以产生更高质量的图像。对于目标和危及器官(OARS)的可视化、对于自适应治疗监测以及对于治疗计划/重新计划，可能需要高质量的体积成像。在一些实施例中，所述多模态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源轨迹以及患者支架通过台架孔的纵向移动)、具有患者支架的增量纵向移动的非连续圆形停止并反向(non-continuous circular stop-and-reverse)扫描、步进并发射圆形(step-and-shoot circular)扫描等。

根据各种实施例，多模态装置使用例如射束形成器(beamformer)(其可以包括准直器)将辐射源准直为锥形射束或扇形射束，以限制射束。在一个实施例中，准直射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，这其中包括例如高达10转/分钟(rpm)、高达20rpm、高达60rpm或更高rpm)、高帧速率和/或稀疏数据重建技术来得到缓解，以在放射治疗递送平台上提供CT质量成像。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)、扫描间距和/或动态准直是额外的特征，这其中包括选择性地暴露检测器的部分和选择性地限定有效读出区域。

所述多模态装置和方法可以提供由辐射源发射的辐射束的选择性和可变准直，这其中包括调整辐射束形状以暴露小于相关联的辐射检测器(例如，被定位为接收来自x射线辐射源的辐射检测器)的整个有效区域。而且，通过仅将检测器的主区域暴露于直接辐射，可允许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(以及在一些实施例中为半影区域中的测量)可以用于估计接收投影数据的检测器的主区域中的散射。

所述多模态装置和方法可以提供选择性和可变的检测器读出区域和范围，这其中包括调整检测器读出范围以限制检测器的有效区域，从而提高读出速度。例如，可以读取少于可用的阴影区域数据的数据，并且将其用于散射估计。通过将选择性读出与射束形成进行组合，可允许散射拟合技术的各种优化。

可以实现所公开的实施例的装置的一些示例性方面如下。应当理解，实施例不限于本文公开的具体硬件和装置。例如，本文公开的任何方法和算法可以通过在2019年11月25日提交的美国专利申请No.16/694,148中公开的装置来实现，该美国专利申请通过引用整体而被并入本文。

参考图1和图2A，示出了多模态装置10。将意识到，多模态装置10可以与放射治疗设备(如图2A所示)相关联和/或集成到放射治疗设备中，其可以用于各种应用，包括但不限于IGRT，例如作为IGRT递送系统(例如，图3A所示的IGRT递送系统104，并且在下面详细讨论)。所述多模态装置10包括可旋转台架系统，其被称为台架12，由支撑单元或外壳14支撑或以其他方式容纳在其中。这里的台架指包括一个或多个台架(例如环或C形臂)的台架系统，当一个或多个辐射源和/或相关检测器围绕目标旋转时，台架能够支撑该一个或多个辐射源和/或相关检测器。例如，在一个实施例中，第一辐射源及其相关的检测器可以安装到台架系统的第一台架，第二辐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，多于一个的辐射源和相关联的(多个)检测器可以被安装到台架系统的同一台架，这其中包括例如其中台架系统仅包括一个台架。台架、辐射源和辐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，keV和MeV辐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系统的一部分而被选择性地用于成像和/或治疗。如果安装到不同的台架，辐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，以提供辐射源和相关联的(一个或多个)辐射检测器的连续旋转，同时为由(一个或多个)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。这种配置将允许连续的螺旋计算机断层摄影，这其中包括CBCT，即使当集成到IGRT系统中时也是如此。如上所述，单旋转CBCT的主要问题是在除了中心切片(包含旋转的切片)之外的所有切片上的采样不足。这可以通过螺旋轨迹锥形射束成像来克服。

患者支架18邻近可旋转台架12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中和内部。患者支架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。患者支架18可以可操作地耦合到用于控制患者和患者支架18的移动的患者支架控制器。患者支架控制器可以与可旋转台架12和安装到旋转台架的辐射源同步，用于根据命令的成像和/或治疗计划而围绕患者纵轴旋转。一旦患者支架处于孔16中，患者支架也可以在有限的范围内上下左右移动，以调节患者位置以进行最佳治疗。图中示出了轴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。

如图2A所示，多模态装置10包括低能辐射源(例如keV)30，其耦合到可旋转台架12或由其支撑。在该实施例中，低能辐射源30是成像辐射源，并发射辐射束(一般表示为32)以生成高质量图像。在该实施例中，成像辐射源是x射线源30，其被配置为千伏(keV)源(例如，具有在大约20keV至大约150keV范围内的电压的临床x射线源)。在一个实施例中，keV辐射源包括高达150keV的千电子伏峰值光子能量(keV)。成像辐射源可以是适于成像的任何类型的透射源。例如，成像辐射源可以是例如x射线产生源(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，具有在约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)可以耦合到可旋转台架12或以其他方式由其支撑。x射线检测器34被定位成接收来自x射线源30的辐射并且可以与x射线源30一起旋转。

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2A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)。根据另一示例性实施例，x射线检测器34可以被配置为曲面检测器。检测器34可以检测或以其他方式测量未衰减的辐射量，并因此推断实际上被患者或相关联的患者ROI衰减的辐射量(通过与最初产生的辐射量比较)。当低能辐射源30旋转并向患者发射辐射时，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。

尽管图1和2描述了具有安装到环形台架12的辐射源30的多模态装置10，但是其他实施例可以包括其他类型的可旋转成像装置，这其中例如包括C形臂台架和基于机器人臂的系统。在基于台架的系统中，台架使成像辐射源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，其中成像辐射源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/多个环的孔，并且成像辐射源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利用基于缆绳的系统，该系统重复地旋转和反转。

准直器或射束形成器组件(一般表示为36)相对于x射线源30定位，以选择性地控制和调整由x射线源30发射的辐射束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区域。所述射束形成器还可以控制如何将辐射束32定位在x射线检测器34上。在一个实施例中，所述射束形成器36可以具有一个运动度/维度(例如，以形成更薄或更粗的狭缝)。在另一个实施例中，射束形成器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，射束形成器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调整。在一些实施例中，射束形成器的阻挡部分可以被旋转和/或平移。

可以控制射束形成器36以便以多种几何结构动态地调整由x射线源30发射的辐射束32的形状，所述几何结构包括但不限于具有低至一个检测器行宽的射束厚度(宽度)的扇形射束或锥形射束，或者包括多个检测器行，其可以仅是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测量的)可以选择性地暴露于成像辐射32。在该实施例中，3-4厘米的投影图像数据可以在每次读出时被捕获，在一侧或每侧上具有大约1-2厘米的未暴露检测器区域，其可以用于捕获散射数据，如下所述。

在其他实施例中，活动检测器的部分的更多或更少可以被选择性地暴露于成像辐射。例如，在一些实施例中，射束厚度可以被减小到大约两厘米、一厘米、小于一厘米、或类似尺寸的范围，这其中包括使用更小的检测器。在其它实施例中，射束厚度可以增加到大约4厘米、5厘米、大于5厘米或类似尺寸的范围，这其中包括更大的检测器。在各种实施例中，暴露到活动检测器区域的比率(ratio of exposed-to-active detector area)可以是30-90％或50-75％。在其它实施例中，暴露与活动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尺寸和活动区域尺寸或暴露与活动检测器区域的比率可以是合适的。可以配置射束和检测器，使得检测器的阴影区域(活动的但未暴露于直接辐射)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所述检测器的选择性暴露(例如，射束尺寸、射束/孔径中心、准直、节距(pitch)、检测器读出范围、检测器读出中心等)的特征的优化，使得所测量的数据对于主要(暴露)区域和阴影区域是足够的，但是对于速度和剂量控制也是可被优化的。可以控制射束形成器36的形状/位置和检测器34的读出范围，使得来自x射线源30的辐射束32基于特定的成像任务和所执行的散射估计过程(包括例如窄FOV扫描和宽FOV扫描的组合)覆盖x射线检测器34的尽可能多或尽可能少的部分。装置10具有获取单旋转锥形射束图像和宽窄射束角锥形射束图像(螺旋或其它)的能力。

射束形成器36可以以多种方式配置，以允许其调整由x射线源30发射的辐射束32的形状。例如，射束形成器36可以配置成包括一组钳口或其他合适的构件，其限定和选择性地调整来自x射线源30的辐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，射束形成器36可以包括上颚和下颚，其中上颚和下颚在不同方向(例如，平行方向)上可移动以调整来自x射线源30的辐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。

根据一个实施例，来自x射线源30的辐射束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，调整射束形成器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，可以选择性地控制和动态地调整射束形成器36，使得辐射束32具有带有足够的主区域/阴影区域的形状，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发射的辐射束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/或治疗反馈，如以下更详细地讨论的。

如图2A所示，多模态装置10可以与放射治疗设备集成，该放射治疗设备包括耦合到可旋转台架12或由其支撑的高能辐射源(例如MeV)20。根据一个实施例，所述高能辐射源20被配置为治疗辐射源，例如用于治疗感兴趣区域中患者内的肿瘤的高能辐射源。在其它实施方式中，高能辐射源20也被配置为成像辐射源，或至少被如此利用。应当理解，治疗辐射源可以是高能x射线束(例如MeV 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辐射。在一个实施方案中，高能辐射源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，高能辐射源20具有比低能辐射源30更高的能级(峰值和/或平均值等)。

在一个实施例中，高能量辐射源20是产生治疗辐射(例如MeV)的LINAC，并且成像系统包括产生相对低强度和低能量成像辐射(例如keV)的独立低能量辐射源30。在其它实施例中，治疗辐射源20可以是放射性同位素，例如Co-60，其通常具有＞1MeV的能量。高能辐射源20可以根据治疗计划向支撑在患者支架18上的患者体内的感兴趣区域(ROI)发射一个或多个辐射束(通常由22表示)。

在各种实施方式中，高能辐射源20用作治疗辐射源和成像辐射源。如下面详细讨论的，辐射源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。这里对治疗辐射源20的引用是为了将高能辐射源20与低能辐射源30区分开，低能辐射源30可以仅用于成像。然而，对治疗辐射源20的引用包括其中治疗辐射源20(高能辐射源)可以用于治疗和/或成像的实施例。在其他实施例中，至少一个附加辐射源可以耦合到可旋转台架12，并且被操作以在与辐射源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。

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治疗辐射源20的辐射22。检测器24可以检测或以其他方式测量未衰减的辐射量，因此推断实际上被患者或相关患者ROI衰减的辐射(通过与最初产生的辐射相比较)。当治疗辐射源20旋转并向患者发射辐射时，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，治疗辐射源20可以包括射束形成器或准直器，或者与射束形成器或准直器相关联。与治疗辐射源20相关的射束形成器可以以多种方式配置，类似于与成像源30相关的射束形成器36。例如，射束形成器可以配置为多叶片准直器(MLC)，其可以包括多个交错的叶片，这些叶片可操作以移动到最小打开或关闭位置和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辐射源发射的辐射束的期望形状。在一个实施例中，MLC能够具有亚毫米的目标定位精度。

所述治疗辐射源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，通过偏移所述辐射平面，可以逐渐地减少由辐射源20、30的同时激活引起的散射。在其他实施例中，可以通过使激活交错来避免散射。例如，在同时进行多模态成像的情况下，可以同时进行采集，而不需要同时进行单独的脉冲。在另一个实施例中，可以使用基于阴影的散射校正，例如，以解决keV检测器上MeV散射的问题。

当与放射治疗设备集成时，多模态装置10可以提供用于设置(例如，对准和/或配准)、计划和/或引导放射递送过程(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、锥形射束CT数据、MRI数据、PET数据或3D旋转血管造影(3DRA)数据，和/或从这些或其它成像形式获得的任何信息。在一些实施例中，多模态装置10可以跟踪治疗中的患者、目标或ROI运动。

重建处理器40可以可操作地耦合到检测器24和/或检测器34。在一个实施例中，重建处理器40被配置为基于由检测器24、34从辐射源20、30接收的辐射，生成患者图像。将意识到，所述重建处理器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，这其中包括但不限于处理和重建算法和软件、成像参数、来自先前或以其他方式先前采集的图像(例如，计划图像)的图像数据、以及治疗计划等。

多模态装置10可以包括操作员/用户接口48，其中装置10的操作员可以与装置10交互或者以其他方式控制该装置，以提供与扫描或成像参数等相关的输入。操作员接口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。装置10还可以包括显示器52或其它人可读元件，以向装置10的操作员提供输出，例如，显示器52可以允许操作员观察重建的患者图像和与装置10的操作相关的其它信息，诸如成像或扫描参数。

如图2A所示，多模态装置10包括可操作地耦合到装置10的一个或多个组件的控制器(一般表示为60)。控制器60控制装置10的整体功能和操作，这其中包括向x射线源30和/或治疗辐射源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。将意识到，控制器60可以包括以下中的一者或多者：患者支架控制器、台架控制器、耦合到治疗辐射源20和/或x射线源30的控制器、射束形成器控制器、耦合到检测器24和/或x射线检测器34的控制器等。在一个实施例中，控制器60是可以控制其它组件、设备和/或控制器的系统控制器。

在各种实施例中，重建处理器40、操作员接口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设备。

装置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。作为示例而非限制，多模态装置和/或放射治疗系统可以包括各种其他设备和组件(例如，台架、辐射源、准直器、检测器、控制器、电源、患者支架等)，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，这其中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，所述控制器(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/或组件。直接控制的一个例子是设置与成像或治疗相关的各种辐射源或准直器参数(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架控制器或其它外围设备。可以以任何适当的方式来布置可以与该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组件。

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该系统和方法。本发明的所示方面可以在分布式计算环境中实现，其中某些任务由本地或通过通信网络链接的远程处理设备来执行。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装置10一起使用。

多模态装置10可以利用示例性环境用于实现本发明的各个方面，这其中包括计算机，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、组件、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计划。

治疗辐射源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治疗辐射源20和x射线源30的相对操作。例如，x射线源30可以与治疗辐射源20同时控制和操作。此外，或者可替换地，x射线源30可以与治疗辐射源20顺序控制和操作，这取决于所实施的特定治疗和/或成像计划。例如，在各种实施例中，可以操作辐射源20、30，使得同时(或基本上/几乎(准)同时，例如在彼此的约50ms内)或顺序(例如，以秒、分钟等分隔)采集来自辐射源20、30的测量投影数据

应当理解，辐射源20、30和(一个或多个)检测器24、34可以被配置为在成像和/或治疗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，使源20、30的运动和暴露与患者支架18的纵向运动同步可以在手术期间提供患者图像的连续螺旋采集或扫描。除了辐射源20、30和检测器24、34的连续旋转(例如，具有恒定患者运动速度的台架的连续和恒定旋转)之外，将理解的是，在不脱离所公开的技术的范围的情况下，可以采用其他变型。例如，可旋转台架12和患者支架可被控制，使得当支架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“来回(back-and-forth)”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)围绕支撑在患者支架上的患者旋转。在另一实施例中，利用连续的步进-发射圆形扫描(successive step-and-shoot circular scans)，患者支架18在纵向方向上的移动(步进)与可旋转台架12的扫描旋转(发射)交替，直到捕获期望体积。多模态装置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，多模态装置10可以用于采集体积图像和/或平面图像并且执行相关联的处理，这其中包括下面描述的散射估计/校正方法。

可以利用各种其它类型的辐射源和/或患者支架移动来实现辐射源和患者的相对运动以便产生投影数据。可以使用辐射源和/或患者支架的非连续运动、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，这其中包括与上述装置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、射束形成器形状和/或检测器读出在图像采集期间可以全部是恒定的。在其他实施例中，这些变量中的一者或多者可以在图像采集和/或治疗期间动态地改变。台架12的旋转速度、患者支撑18的速度、射束形成器的形状和/或检测器的读出可以改变，以平衡不同的因素，这其中包括例如图像质量、图像采集时间、剂量、工作流程等。

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过程组合，这其中包括例如患者设置、自适应治疗监测、治疗计划等。

残余图像、滞后和重影

诸如装置10和其它CT扫描设备的装置通常使用检测器，如包括平板的检测器34。这是图2B中所示的配置。

在图像数据采集期间，随着台架12旋转，源(例如，源30)和检测器(例如，34)两者都沿着成一角路径移动。图2B示出了源36的角路径202和检测器34的相应角路径204。源36和检测器34可以以同步的方式沿它们各自的路径移动。在沿角路径的各个位置，例如位置204a-204d，收集数据。

在每个位置204a-204d处，检测器将花费一段时间来收集适当类型的数据。数据类型可以是图像数据I，其是与来自源36的x射线穿过感兴趣对象(未示出)有关的数据。图像数据I往往是与患者相关的诊断数据。然而，在本公开的上下文中可以获得其他数据。可以使用断层摄影方法来重建图像数据I以形成患者的3D表示。为了检测图像I数据，源36必须被加电并发射x射线。或者，所述数据类型可以是背景B数据。背景B数据是检测器34在源36断电时检测到的数据。背景B数据的源可以是x射线对检测器的残余效应，如下面更详细讨论的。

由于多种原因，平板检测器(例如，检测器36)往往使用能够俘获由x射线与检测器的相互作用产生的电荷的材料来制造。这种材料的一个例子是非晶硅。当检测器34遍历角路径204时，该电荷俘获会导致从一个图像I数据收集到下一个图像I数据收集的残余或“重影”余辉效应。重影是在图像I数据采集期间的假信号，其对应于来自先前图像I数据采集的残余辐射效应。它可能显著地降低图像质量并阻碍量化。尽管这里在平板检测器和由非晶硅制成的平板检测器的上下文中描述了电荷俘获，但是应当理解，电荷俘获是一般性的，并且可以在诸如硅光子倍增器(SiPM)的其它系统中发生。应当理解，本文中应用的用于重影的方法和解决方案不是特别针对检测器类型或材料的。它们可以使用任何表现出电荷俘获效应的检测器来施加。

由于电荷俘获引起的残余信号可在当前帧中从先前帧中的检测器暴露来检测。当在短时间内扫描大的角度范围时(例如，在几分钟或几秒内扫描角路径204)，来自在范围开始处的角度(例如，位置204a)中的x射线暴露的重影可以使在该范围的稍后结束处的角度(例如，位置204d)中的信号劣化。这可能在重建图像中引入伪影。这种伪影的例子包括对比度降低、图像非均匀性、CT数偏差(误差)和皮肤线伪影。

在包括MV x射线源(例如源20)的IGRT系统(例如，装置10)中，重影可能特别严重，因为这些产生了这样的高能量束。MeV CT(MVCT)系统可能导致交叉污染，其中来自MV射束的散射会污染锥形射束计算机断层摄影(CBCT)图像。这往往降低CBCT图像的质量和定量。这些影响以不同方式影响CBCT成像(这其中包括通过使采集的数据恶化)，以及不利地影响使用准直器阴影拟合的散射校正。在具有MeV射束的放射治疗(RT)系统中，如果keV成像检测器没有被充分屏蔽以免受MeV散射影响，并且keV成像时间接近MeV射束开/关循环，则来自MeV的散射可能在keV图像中引起显著的滞后和重影。如果在keV成像正在采集数据的同时开启MeV射束，则来自MeV射束的散射可能直接恶化在MeV射束开启的同时采集的keV信号。该滞后和重影可以在MeV射束被关闭之后影响更多的keV数据。

当使用准直器阴影拟合方法进行散射校正时，滞后和重影能够使准直器阴影中的数据降级。这可能导致准直器开口区域中的散射的不正确拟合和不正确估计。该不正确的拟合/估计可能导致CBCT成像的散射校正变得不准确。

在传统的滞后校正中，来自当前成像角度之前的角度的图像由所测量的检测器的时间衰减响应加权。然后从当前图像中减去经加权的图像。这种方法中的挑战包括在预定时间衰减响应的测量期间的条件可能不匹配具有高度非均匀结构和对比度的患者研究的情况。这些条件包括x射线的能量、照射在检测器上的x射线的强度。另一个挑战是用于滞后校正的时间间隔是基于时间衰减响应而凭经验确定的。大的时间间隔会降低滞后估计和校正的精度。当在CBCT检测器采集数据的同时MeV射束被开启(例如，在RT场景中)时，出现又一挑战。这导致MeV射束的向下散射会冲洗(flush)CBCT检测器，导致随后收集角度中的数据的严重滞后效应。传统的滞后校正方法可能变得不准确。

图2C-2F示出了在本公开的上下文中用于CBCT的数据驱动散射校正方法的示例性滞后引入问题。图2E示出了在图2C中的图像之后1.5分钟获取的对象图像。图2D示出了图2C中的图像的轮廓。图2E示出了图2D中的图像的轮廓。注意，在图2C和2D之间调换了距离轴上的坐标方向。在图2E和2F之间也是相反的。这就是为什么特征206和208分别出现在图2C和2E的顶部，但出现在图2D和2F的左侧。

更具体地说，图2C中的图像是用具有相对宽的开口的准直器(未示出)拍摄的。这种宽开口使得区域206被x射线源(例如，源30)直接照射。照射如此强烈以致于在检测器(例如检测器34)上发生充电。该充电在图2C和2E之间产生图像滞后。尽管在图2C之后超过一分钟采集图2E，但是该滞后表现为图2E中检测到的光子强度的增加208(图2F的分布图)。增加208直接对应于区域206。这是图2C中过度照射区域206的残余效应。图2E是用稍小的准直器开口拍摄的。由于检测器滞后而导致的增加208导致使用准直器阴影拟合方法的散射的显著低估。

如下所述，这里公开的算法可以改善或甚至消除这些充电效应。一种方法是在光、源36关闭时和在获得图2E之前，测量区域206中的照射对检测器的的影响。这被称为“背景”B图像或数据。然后，可以从图2E中减去背景B，或者使用该数据移除背景B，以移除滞后效应。

改进的滞后补偿

在示例性变化中，在x射线源关闭时，在台架(例如，台架12)旋转的某些角度采集一个或多个背景B图像。在变型中，这些背景B图像用于通过比较时间衰减响应加权的先前图像来估计滞后校正准确度。背景图像也可用于校准所述滞后校正(例如，逐像素)。这可以使得能够处理患者研究中的高度不均匀性。背景图像也可用于校正MeV散射。在这种情况下，可以在关闭MeV射束之后获取背景图像。在采集了随后的背景图像之后，可以校准所述滞后校正以更精确地处理MeV射束向下散射。散射校正可以通过使用准直器阴影方法来改进。RT中的其他数据驱动的散射校正方法可以适于处理来自MeV向下散射的滞后。本文所述的变型包括使用背景B数据的成像的CBCT成像中的滞后校正的改进技术。

图像采集期间的背景测量

图3A示出了用于源30的旋转路径202和用于台架12中的检测器34的旋转路径204。图3A将旋转路径202分成各种角度切片(例如，角度切片302a-302d)。注意，在此，术语“切片(slice)”，如在“角度切片”中，将与术语沿着路径202和204中的一者的“位置”或“定位”可互换地使用。应当理解，沿着路径的特定位置对应于特定角度切片，反之亦然。

角度切片(例如，302a和302b)的大小仅是示例性的。它们可以包括比图3A所示的路径202更大或更小的部分。通常，切片尺寸与检测器34和源30的旋转速度(即，源30遍历路径202的速度)可以存在相关性，这也可以取决于其他因素，诸如台架12的尺寸、源30的能量和扫描的目的。任何合适的旋转速度都是可能的。示例性的旋转速度包括1rpm、5rpm、7rpm和10rpm、20rpm和60rpm。如图3A所示，角度切片不必是均匀的。

如果在图3A中的角度切片中收集成像数据，则图3A中的每个该角度切片用“I”标记。如果在切片中收集背景数据，则用圈出的“B”标记该角度切片。当源30/检测器34对处于与图像I切片相对应的位置时，源30提供成像辐射。当源30/检测器34处于与背景B切片相对应的位置时，源30被关闭。为了最大化成像数据I，在路径202上具有尽可能少的背景B切片可能是有利的。因此，策略性地确定背景B切片的位置以获得最大的校正功效是重要的。

图3A示出了图像采集中的示例性背景B位置。可以使用其它位置。尽管图3A示出了六个背景B位置，但是可以有更多或更少的背景B位置。确切的数量可能取决于几个因素，这其中包括源的旋转速度、检测器的分辨率、台架12的尺寸和路径202的长度等。在一个示例性变型中，每29个角度切片中有1个背景B测量。背景B扫描也可以是每7、15、30或50个或更多切片一次。一些测量可以具有“交错的”背景测量(即，路径上的每隔一个背景：I/B/I/B/I/B...)。通常，背景B切片的数量将取决于扫描的角分辨率。在一个变型中，路径204和202上的切片的5％可以是背景B。在另一个变型中，背景可以占路径和/或旋转的1％、2％、10％、15％、20％或甚至30％。然而，应当理解，在专用于成像I数据和背景B数据的路径的部分之间存在逆相关。因此，在通过背景B校正而改进成像与更多图像I数据的收集之间存在折衷。例如，在旋转期间发生的背景B校正越多，可用于成像的成像I数据越少。因此，在许多情况下，优选地使背景B校正切片之间的成像I数据最大化。

在某些情况下，位置B可以是任意的或随机的，特别是在充电和背景效应近似各向同性的情况下。位置B可以围绕路径202的圆周均匀地间隔开。它们也可以放置成恰巧在特定定时事件(例如，应用治疗或来自源20的其它高能量x射线辐射(图2A))之后或之前。一个例子是将背景B测量定位在从一帧到下一帧的x射线照射有大的变化的位置。例如，当第一帧具有被x射线完全照射的图像区域A并且相同的区域A在下一帧中被遮蔽了x射线时，这种情况发生。帧之间的这种最大照射差异产生了滞后效应的最大可能。背景B对这种滞后的测量对于校正它是极其重要的，因为它将对图像I数据具有大的影响。这些可能性将在下面更详细地讨论。

图3B说明了在扫描集中交错背景B角度切片位置的概念。它示出了第一角度扫描350与第二角度扫描360中的背景B测量位置的比较。如上所述，数据采集可以包括多次扫描(例如，路径204的检测器34的多于一次遍历)。这样做是为了例如平均结果并增加精确度。在这些多个扫描集中，一个重要的概念是确保背景B数据采集的位置不一致地重叠。这种重叠导致从感兴趣对象304的角度切片丢失图像I数据。这将导致最终的断层摄影图像丢失该数据，并且因此是不完整的。

图3B示出了交错背景B的位置以防止这种重叠。第一次扫描350具有与图3A中的那些相同的背景位置B。具体地，在第一扫描350中，在位置302e、302f、302i、302j、302l和302n处测量背景B。第二扫描360中的背景是故意在不同位置302a、302g、302h、302k、302m和302o处测量的。尽管图3B的示例情况示出了在第一次350和第二次360扫描之间重新定位到相邻切片的背景B测量，但是这仅仅是示例性的。只要背景B位置与先前扫描的重叠被降低或最小化，任何新的背景位置配置都是可能的。

确定背景B测量位置

可以使用不同的方法来确定哪些角度切片测量背景B和图像I数据。一种方法是使用在治疗和/或成像之前拍摄的计划CT图像。如本文所使用的，“计划CT”图像通常是高质量、高对比分辨率的图像，其提供用于剂量计划的器官的精细特征和轮廓。它们可以用于设置x射线束和合成图像的对比度和其他特征。根据计划CT，可以模拟或预测CBCT采集中的投影数据。可以开发任何适当的算法以基于计划CT来确定路径202内背景B位置的分布。可以优化背景B位置的放置，以便获得最大的校正效果和/或最小的图像I数据损失。放置还可以考虑除了最大化校正效果之外的其他考虑(例如，对象304中的感兴趣区域、各种辐射源的应用的定时、计算时间、功率使用、从一个视图到下一个视图或者在视图的一些跨度上在像素上的信号水平的大的、显著的变化等)。

放置背景B测量的另一个考虑是避免测量共轭角的背景B(例如，在切片302c和302d处)。源30以共轭角度照射对象304的同一部分(例如302c和302d，如照射路径306所示)。因此，有利的是，具有用于至少一个共轭的成像I数据采集，使得任何重建的3D图像可以包括来自对象304的相应部分的至少一个图像I数据。如果在两个共轭(例如302c和302d)处获取背景B图像，则对于对象304的这个部分将没有图像I数据。

可以改变其它参数以便优化或改进背景B测量和校正，或者用于其它目的。尽管图3A显示路径202和204为圆形，但它们可以且可能具有其它形状，例如螺旋形或近似螺旋形。这是因为在进行扫描时，患者或感兴趣对象304通常在进入或离开页面的方向上移动(关于图3A)。路径202和204也可以是椭圆形的或者具有其它形状。在图3A所示的圆形路径的上下文中讨论的关于背景B测量的布置的许多考虑将适用于这些其它形状的路径。还可以有另外的考虑。例如，在螺旋路径的情况下，螺旋的节距(或其它参数)可以变化以改进背景B测量和/或校正。

模拟的x射线投影数据(例如，模拟从源30穿过对象204并由检测器34检测的x射线的投影)可以用于确定角度切片，在该角度切片处，背景B采集将最有利于滞后校正。例如，可以通过在检测器34接收最高辐射水平的地方测量背景B来进行确定。如上所述，背景测量B也可以相对于某些类型的辐射(例如MeV治疗辐射)的应用而定时。在施加高能量x射线之后的角度切片可能具有滞后或充电效应。因此，如下所述，收集它们附近的背景B以便补偿背景可能是有利的。它们还可以基于对象304照射随时间变化的严重性来定时。围绕路径202的背景B测量角度切片的的分布的标准还可以包括具有所检测的x射线强度的大变化的角度。这些变化可能是由于患者中的大的对比度变化或取向变化(诸如在前/后，或AP，和左/右，或L/R处)造成的。

用于输入到本文讨论的算法的其它可能的源包括在患者或对象304的特定长度上以单个角度拍摄的2D调查图像。该2D调查图像可包括正交角度(例如，前/后(AP)、左/右(LR))。它们可以用于确定在哪些角度采集背景图像以用于滞后校正。任何其它合适的图像可用于确定背景测量B位置。合适的图像源包括患者或感兴趣对象的图像模型、经由其他CT/x射线设备拍摄的图像和/或光学图像等。图像和/或先前数据可以用于生成患者特定的(patient-specific)或对象特定的(object-specific)滞后模型。例如，该患者特定的模型可以结合来自测量背景的相同设备的或来自较早图像的患者CT扫描的特征。

另外或替代地，本文描述的算法中的任一者可识别通过除图像分析以外的手段预定的背景B测量的角度群组。例如，使用一般患者图谱(atlas)、患者模型(一般或表型)、幻象模型、其他数学模型和/或物理模型的算法。如本文所使用的“患者图谱”表示在x射线成像中观察到的患者轮廓的映射。患者图谱可以从各种来源获得，这其中包括基于在执行本文公开的方法的装置上采集的患者图像的大收集(large collection)而开发的患者图谱。

这里描述的算法可以确定用于在采集期间测量背景B的角度切片。具体地，在获取特定角度之后，算法分析已经获取的图像，并且确定是否应当获取背景图像。

通过在报头或其它数据文件中添加标签，可以在数据中识别检测数据中的背景B测量的角度。这些指定可以用于将背景B数据与图像I数据分离。可以使用各种算法自动检测该指定。合适的检测算法包括在每个视图中产生总计数的那些算法。背景B的角度可以比射束开启的相邻角度的角度低得多。例如，在x射线关闭的背景图像中的信号可以比在具有直接x射线照射的区域中或在患者身体的边界附近的x射线打开的相邻角度低两个数量级。

背景B数据可以在患者扫描期间获得，用于检测器滞后校正。例如，可以在扫描之前预定的采集序列期间获取背景B数据，或者在扫描期间(例如，在传输过程(on-the-fly)中)计算背景B数据。另外，算法可以使用患者的测量背景B信息来自动地生成该患者的一组有利或最佳背景B测量位置。在本文描述的这种和其它算法中，可以使用内插。与投影视图(即，与沿图3AB中的路径202的角度切片相关联的视图B和I)的总数相比，背景B数据采集的总数可以是小的。特别地，这可以促进准确的图像重建。这可以在背景投影图像可以用于改善滞后校正的同时执行。

背景B测量沿路径204的角分布可以随着时间而故意改变，尤其是对于不同的图像扫描。在一种变型中，源30的两个或多个完整旋转用于产生用于一次3D重建的图像I数据。在两个旋转中的背景B测量的位置可以故意地不同，使得沿着路径304的每个可能的角度具有至少一个图像I数据扫描。换句话说，算法可确保沿路径204分配给第一旋转中的背景B测量的角度或位置可针对第二旋转中的图像I测量而被不同地分配，且反之亦然(例如，如图3B中所示)。应当理解，这里对两次扫描的讨论仅仅是示例性的。该技术可以与任何适当数量的扫描一起使用。它也可以用于螺旋扫描，其中背景B数据收集位置在扫描之间被故意地改变。在任何情况下，重建可以根据来自相邻角度(例如，内插)和后续或先前旋转中的对应角度的数据来估计这些角度的数据。

背景B测量的角分布也可以在成像期间基于实况数据来确定。描述背景B的角分布的相关性的模型可以基于例如在每个像素处测量的信号的变化。当该变化增加超过某一阈值时，模型可以施加背景B测量。

使用背景B而进行图像I数据的检测和校正

检测器(例如，检测器24和34，其可以是平板检测器)、x射线管(未示出)和系统控制(例如，控制器60)可以被同步以采集背景数据B，在该背景数据B处可以关闭x射线源(例如，源20和30)。在当MeV射束(例如，来自源20)被开启的RT场景中，关于所检测的辐射的信息可以被传递到CT采集控制(例如，元件60，图2A)以在MeV射束被关闭之后启动背景B采集。或者，算法可以检测MeV射束是否被开启。在这种情况下，将标记受MeV射束影响的图像。可以产生信号以触发CBCT系统采集一个或多个背景图像。在CBCT扫描期间打开MeV射束的情况下，可以相应地调整为背景图像预定的角度组。可以开发算法来执行该调整。

背景B测量的一个有利用途是通过线性内插。例如，第一背景B测量可以刚好在图像I采集之前执行。可以在图像I采集之后立即执行第二背景B测量。然后，在时间和角度上与图像I测量相邻的两个背景测量可以被线性内插，以创建具有两个测量的特征的合成背景误差图像。然后，该合成背景图像可以用于以比使用一个或另一个背景图像更高的精度来校正所述图像I数据。

背景B校正可以实时使用背景测量B。它可以用于基于时间衰减模型更新和改进背景校正方法。例如，用于校正数据的时间衰减建模滞后校正可以用通过正在进行的或新的背景B测量而获得的新信息来重新校准。如同本文所述的其它算法一样，这可以使用内插方法等来实现。来自多个背景测量的背景B信息可以被组合以提供校正。这在扫描之一提供与临时条件有关的背景B信息的情况下(例如，在用于治疗辐射20的x射线源被接通或刚刚被关断的情况下)可能是特别有利的。

在变型中，滞后校正可以用背景信息来更新。在滞后校正中，通过使用用于检测来自某些角度的图像的检测器的测量的时间衰减响应来对该来自这些角度的图像进行加权。然后，可以从当前图像中减去经加权的图像以校正该图像。所述时间衰减响应最典型地基于先前的检测器测量来确定。先前图像用于滞后校正的时间间隔最典型地是基于时间衰减响应根据经验确定的。校正的精度取决于这些参数。

本文所述的任何背景测量可结合时间延迟校正使用。例如，可以基于背景图像周期性地重新校准所述时间延迟校正。例如，可以基于每个背景图像、基于背景图像的组合、或基于背景图像的平均值来重新校准。它可以包括多于一个的衰减项。

可以使用任何适当的常规分析重建来执行经校正的图像I数据的重建。通常，这样的算法优选或要求从沿着路径204的均匀分布的位置来采集图像I数据。可以修改这种重建方案以适应沿路径204的不规则背景成像，使得可以配置和/或优化背景B测量位置。可以修改图像重建算法以补偿在获得背景B数据的角度位置处的数据的缺乏。补偿可以通过任何适当的方法来实现。一个示例是使用逐个视图的分析重建和/或迭代重建。这种技术可以最小化仅用于背景B数据收集的角度子集的影响。

如上所述，重建可以包括来自多次扫描和旋转的数据。图像重建算法可以包括投影角采样。特别地，当前旋转的背景B图像的方位角位置不同于其他旋转的方位角位置，特别是在当前旋转之前和之后直接出现的旋转。在这种和其它情况下，优选地，在一些情况下，最大程度地交错从旋转到旋转的背景B测量。如上所述，这种考虑可以使用数据冗余和螺旋节距。

在这种方法中，可以修改更常规的重建算法。例如，常规算法可能需要均匀(角度上)间隔的图像。可以放宽和修改这个要求以适应根据这里描述的方案、算法或例子中的任何一个而间隔开的背景B图像。这些修改可以解决背景收集角度之间的不均匀间隔和图像收集角度之间的不均匀间隔。可以考虑源30的不同旋转的背景图像的方位角位置之间的差异。在一些变型中，一个旋转的方位角位置可以与另一个旋转的方位角位置交错。

算法的示例性实现

图4A和4B示出了可以实现这里描述的任何步骤和技术以校正图像滞后或重影的示例性算法400(图2B-2F)。应当理解，算法400是通用的，并且可以结合上述任何方法或算法的任何变型。尽管示出了特定步骤，但是没有一个特定步骤是必须的。可以将附加步骤添加到算法400，并且仍然在本公开的上下文内。算法440可以用任何合适的装置来执行，这其中包括本文描述的所有装置(例如，图1中的装置10)。它可以用仅具有成像能力的装置来执行。它还可以利用在RT配置中操作的装置来执行。

在步骤410中，算法400确定成像期间x射线源遍历的角路径。该路径可以由成像设备的物理配置预先确定(例如，如图2B和3中所示的路径202是用于源30的)。在一些变型中，路径可以由算法400改变。例如，如果路径是螺旋形的，则可以改变螺旋的节距以改进例如背景B测量。任何其它合适的路径确定或改变都是可能的。

在步骤420中，可以沿着在步骤410中识别的路径，选择背景B测量位置。可以根据本文所述的任何考虑来选择任何合适的背景B测量位置。在许多情况下，最小化或保持背景B测量位置的数量相当低以便最大化所收集的图像I信息可能是有利的。在其它情况下，如上所述，增加背景B测量以便捕获特定临时现象(temporal phenomenon)(例如，x射线源的开始或关闭)可能是有利的。如上所述，背景B收集位置可被选择用于一个以上旋转。

如上所述，背景B位置可以通过算法来选择。该算法可以基于任何适当数量的输入(包括当前和先前图像)来进行选择。在该步骤中，可以进行任何其他输入或考虑以选择背景B位置。尽管图4A示出了在数据采集(步骤440)之前发生的步骤420，但是步骤420不限于这种排序。步骤420可以在步骤440之前或期间执行。任何合适的算法都可以执行该步骤，这其中包括机器学习算法，例如人工神经网络和决策树。也可以使用其它数值回归技术。

在步骤430中，对象图像(object-image)收集位置被选择。在许多情况下，这个步骤将通过在步骤420中选择背景B测量位置来有效地完成，因为只有背景B和图像I测量位置是可能的。在其它情况下，可能存在既不对应于背景B测量也不对应于图像I测量的位置。例如，当不能通过背景B减除而有效补偿的某些瞬态影响x射线检测信号时，不获取数据或获取并丢弃数据可能是有利的。这些可能包括对于有效的背景B测量而言发生得太快的瞬态。

在步骤440中，x射线源(例如，源30)沿着在步骤410中选择的路径移动以便收集图像。所收集的图像将是背景B数据和图像I数据。收集这些数据的位置将根据步骤420。

在步骤450中，可以使用背景数据B来校正图像数据I中的误差(例如，如图2B-2F所示的滞后或重影效应)。该校正可以通过这里描述的任意方法来执行。一个例子是简单地从图像I中减去背景B数据图像。其它技术包括内插技术，例如内插两个或两个以上背景图像，两者均与减法组合和均不与减法组合。其他技术可以包括基于经由背景图像识别的问题，选择性地改变图像中的像素(例如，通过卷积)。任何合适的算法可以执行该步骤，或者可以手动执行该步骤。合适的算法包括机器学习算法，例如人工神经网络和决策树。也可以使用其它数值回归技术。

在步骤460中，步骤450中的校正结果用于生成经校正的图像。这可以是特定扫描的单独2D图像。它还可以是包括许多这样的2D图像的3D断层摄影重建。经校正的图像可以用于任何合适的目的，这其中包括患者诊断和治疗。它也可以用于帮助产生背景B测量位置和/或通知上述算法400的任何其它方面。

图4B示出了算法400中的图像采集步骤440的细节。采集步骤440可以在x射线源的一个或多个移动上迭代地执行。通常执行步骤440，直到采集到完整的成像I数据集合。集合是否“完成”是相对于手头的任务而言的。它可以包括对应于一个或多个旋转的一个或多个图像I。通常，旋转会经过在步骤410中识别的整个路径。然而，应当理解，对于步骤440的每个实现方式，情况不必如此。

在步骤441中，源(例如，源30)沿着成角路径移动到特定位置。在步骤442，算法400确定当前位置是否对应于背景B或图像I收集。如上所述，还可以存在其他选项(例如，可以标记一些位置以在其他位置中不进行数据采集，从而允许瞬态耗散)。对要获取的数据类型的确定可以基于对上述任何算法或考虑的使用。一旦选择了数据类型，算法就在步骤443根据数据类型选择而设置x射线源的操作状态。如果要获取的数据是背景B数据，则源将被关闭，或者如果它已经关闭，则源将保持断电。如果要获取的数据是图像I数据，则如果源还没有被供电，则将其加电，或者保持其接通。一旦源的操作状态已经实现，在步骤444中，适当类型的数据将被收集和存储。算法400可等待收集数据，直到由源的操作状态的切换引起的瞬态已经消散。一旦收集了数据，算法400将在步骤445查询源是否已经到达路径的终点。如果是，则算法400将进行到步骤450(图4A)以移除所收集的数据中的误差。如果不是，算法400将返回到步骤441以将源移动到新位置。算法400将重复该过程，直到它到达在步骤410中指定的路径的终点。

当在投影域中使用上述装置和方法时，可以将其应用于每个投影视图，其中每个投影视图是平面图像。各种实施例可以利用不同的扫描几何结构、检测器定位(包括偏移检测器)和/或射束形成器窗口形状。

如上所述，所公开的技术的各方面可以用于利用多模态辐射源的放射治疗设备和方法中，所述多模态辐射源包括用于与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分的集成的低能(例如keV)和高能(例如MeV)源。根据一个实施例，图像采集方法可以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台架孔的纵向移动)或圆形扫描以及快速滑环旋转，例如，以在放射治疗递送平台上提供keV CT成像。

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“装置”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本文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地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精神或范围的情况下，可以偏离这些细节。

Claims (38)

1.一种成像系统，包括：

第一x射线源，其被配置为：

产生适于成像的第一能量范围内的第一x射线光子；

将所述第一x射线光子投影到指定成像区域上；

可旋转台架，其被配置为旋转所述第一x射线源，使得所述第一x射线源遍历一角路径；以及

数据处理器，具有分析部分，所述分析部分被配置为：

以沿着所述角路径的一组图像收集角度，收集与所述第一x射线光子透射通过所述指定成像区域有关的第一数据；

以沿着所述角路径的一组背景收集角度，收集背景数据，其中所述系统在背景角度之间获取所述指定成像区域的超过一个图像；

通过使用所述背景数据，移除所述第一数据中的误差；以及

基于所述第一数据中的误差的所述移除，生成经校正的图像。

2.根据权利要求1所述的系统，其中所述分析部分至少部分地通过确定背景测量的最小数目，确定所述一组背景收集角度。

3.根据权利要求1和2中任一项所述的系统，其中所述分析部分至少部分地通过最大化所述背景收集角度之间的所述一组图像收集角度，确定所述一组背景收集角度。

4.根据权利要求1-3中的任一项所述的系统，其中，使用所述背景数据从所述第一数据中移除误差包括：

使用x射线检测器的测量的时间衰减响应来对图像进行加权；以及

从所述第一数据减去经加权的图像。

5.根据权利要求4所述的系统，其中，所述分析部分基于所述背景数据，重新校准所述时间衰减响应。

6.根据权利要求5所述的系统，其中，重新校准所述时间衰减响应是基于多于一个背景图像的，并且包括多于一个衰减项。

7.根据权利要求1-6中任一项所述的系统，其中使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差包括：内插背景图像。

8.一种成像系统，包括：

x射线源，其被配置为：

产生在适于成像的能量范围内的x射线光子；

将所述x射线光子投影到指定成像区域上；

可旋转台架，其被配置为旋转所述x射线源，使得所述第一x射线源遍历一角路径；以及

数据处理器，具有分析部分，所述分析部分被配置为：

以沿着所述角路径以第一角度，收集背景数据；

在沿着所述角路径的角度范围内，收集与所述x射线光子透射通过所述指定成像区域有关的图像数据；

以沿着所述角路径的第二角度，收集背景数据，所述第二角度被定位成使得所述角度范围在所述第一角度与所述第二角度之间；

通过使用在所述第一和第二角度收集的背景数据的内插，移除所述图像数据中的误差来生成经校正的图像。

9.根据权利要求8所述的系统，其中所述分析部分至少部分地通过确定用于准确背景估计的背景测量的最小数目来确定所述第一角度、所述第二角度和所述角度范围。

10.根据权利要求9所述的系统，其中所述分析部分至少部分地通过最大化以下至少一者：所述指定成像区域的图像的总数和在所述背景收集角度中的每一者之间取得的所述指定成像区域的图像的数目，确定所述第一角度、所述第二角度和所述角度范围。

11.根据权利要求8-10中的任一项所述的系统，其中，从所述图像数据中移除误差包括：

使用x射线检测器的测量的时间衰减响应，对图像进行加权；以及

从所述第一数据减去经加权的图像。

12.根据权利要求11所述的系统，其中，所述分析部分基于所述背景数据，重新校准所述时间衰减响应。

13.根据权利要求1-12中的任一项所述的系统，其中，所述系统包括锥形射束计算机断层摄影(CBCT)系统。

14.根据权利要求1至13中任一项所述的系统，还包括：

第二x射线源，其被配置成：

产生在能量上不同于所述第一能量范围的第二能量范围中的第二x射线光子；

将所述第二x射线光子投影到指定成像区域上；以及

其中所述分析部分被配置成执行以下各项中的至少一项：

组合从所述第一x射线光子和所述第二x射线光子导出的数据；

交错应用所述第一x射线源和所述第二x射线源；以及

同时操作所述第一x射线源和所述第二x射线源。

15.根据权利要求1-15中任一项所述的系统，其中所述一组背景收集角度是沿着所述角路径均匀分布的。

16.根据权利要求1所述的系统，其中，所述一组背景收集角度沿着所述角路径以预定角度分布。

17.根据权利要求1-16中的任一项所述的系统，其中，所述一组背景收集角度是经由以下至少一者而被确定的：分析一计划计算机断层摄影(CT)图像、分析先前可用的CT图像、分析CT 2D调查图像、以正交角度分析图像、分析患者图谱、分析采集期间的数据。

18.根据权利要求1-17中任一项所述的系统，其中，所述一组背景收集角度是通过使用以下至少一者而被确定的：患者几何形状、采集协议和相对于患者取向的投影角度。

19.根据权利要求1-18中任一项所述的系统，其中所述分析部分经由算法来确定所述一组背景收集角度。

20.根据权利要求19所述的系统，其中所述算法基于改进CBCT重建的准确度来确定所述一组背景收集角度。

21.根据权利要求19和20中任一项所述的系统，其中所述算法从所述一组背景收集角度排除共轭角。

22.根据权利要求19-21中任一项所述的系统，其中所述算法至少部分地基于MeV辐射的使用来选择背景收集角度。

23.根据权利要求19-22中的任一项所述的系统，其中，所述算法选择背景收集角度以改进以下中的至少一者：滞后校正和数据驱动的散射校正。

24.根据权利要求1-23中任一项所述的系统，其中，使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差包括：

以沿所述角路径的第一角度，收集背景数据；

在沿着所述角路径的角度范围处，收集所述第一数据；

以沿着所述角路径的第二角度，收集背景数据，所述第二角度被定位成使得所述角度范围在所述第一角度与所述第二角度之间；

通过对在所述第一和第三角度收集的所述背景数据进行内插，生成误差图像；以及

使用所述误差图像移除所述第一数据中的误差。

25.根据权利要求19所述的系统，其中所述算法生成用于第一扫描的第一组背景收集角度和用于第二扫描的第二组背景收集角度，并且所述第一组和第二组是不同的。

26.根据权利要求25所述的系统，其中所述第一和第二组不重叠。

27.根据权利要求19所述的系统，其中所述角路径是螺旋形的。

28.根据权利要求27所述的系统，其中所述算法至少部分地基于所述螺旋的节距大小来确定所述背景收集角度。

29.根据权利要求19所述的系统，其中所述算法至少部分地基于使用所述图像数据而改进3D图像重建的准确度来确定所述背景收集角度。

30.根据权利要求19所述的系统，其中图像重建针对所述第一源的不同旋转，选择不同组的背景收集角度。

31.根据权利要求1-30中任一项所述的系统，其中所述分析部分使得x射线控制、平板检测器读出和CT扫描控制同步，使得当所述第一x射线源断电时所述平板检测器读出将提供背景数据。

32.根据权利要求31所述的系统，其中，在所述第一x射线源被断电时，所述第一x射线源沿着所述角路径的移动是不间断的。

33.根据权利要求1-32中的任一项所述的系统，其中，所述分析部分还被配置为通过基于所述背景收集角度而修改重建算法来生成3D重建。

34.根据权利要求33所述的系统，其中修改考虑背景收集角度之间的不均匀间隔和图像收集角度之间的不均匀间隔。

35.根据权利要求33所述的系统，其中，修改考虑所述第一x射线源的第一旋转中的背景图像的方位角位置与所述第一x射线源的第二旋转中的背景图像的方位角位置之间的差。

36.根据权利要求35所述的系统，其中所述第一旋转的所述方位角位置与所述第二旋转的所述方位角位置交错。

37.一种操作成像系统的方法，包括：

产生适于成像的第一能量范围内的第一x射线光子；

将所述第一x射线光子投影到指定成像区域上；

旋转所述第一x射线源，使得所述第一x射线源遍历一角路径；

沿所述角路径以一组图像收集角度，收集与所述第一x射线光子透射通过所述指定成像区域相关的第一数据；

在沿着所述角路径的一组背景收集角度处，收集背景数据，其中所述系统在背景角度之间获取所述指定成像区域的一个以上图像；

使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差；以及

基于所述第一数据中的误差的所述移除，生成经校正的图像。

38.一种成像系统，包括：

第一x射线源，其被配置为：

产生适于成像的第一能量范围内的第一x射线光子；

将所述第一x射线光子投影到指定成像区域上；

可旋转台架，其被配置为旋转所述第一x射线源，使得所述第一x射线源遍历一角路径；以及

数据处理器，具有分析部分，所述分析部分被配置为：

以沿着所述角路径的一组图像收集角度，收集与所述第一x射线光子透射通过所述指定成像区域有关的第一数据；

以沿着所述角路径的背景收集角度，收集背景数据；

使用所述背景数据移除所述第一数据中的误差；以及

基于所述第一数据中的误差的所述移除，生成经校正的图像。