使用偏心检测器的螺旋锥形射束计算机断层扫描成像的制作方法

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“multimodalradiationapparatusandmethods(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“apparatusandmethodsforscalablefieldofviewimagingusingamulti-sourcesystem(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“integratedhelicalfan-beamcomputedtomographyinimage-guidedradiationtreatmentdevice(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“computedtomographysystemandmethodforimageimprovementusingpriorimage(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“optimizedscanningmethodsandtomographysystemusingregionofinterestdata(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38935/04021的题为“multi-passcomputedtomographyscansforimprovedworkflowandperformance(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“methodandapparatusforscatterestimationincone-beamcomputedtomography(用于锥形射束计算机断层扫描中的散射估计的方法和装置)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04014的题为“asymmetricscatterfittingforoptimalpanelreadoutincone-beamcomputedtomography(在锥形射束计算机断层扫描中用于优化面板读取的非对称散射拟合)”的非临时性美国专利申请；代理人案卷号为38935/04018的题为“methodandapparatusforimprovingscatterestimationandcorrectioninimaging(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“methodandapparatusforimagereconstructionandcorrectionusinginter-fractionalinformation(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。

公开的技术的各方面涉及计算机断层扫描成像，并且更具体地，涉及在锥形射束计算机断层成像螺旋扫描期间利用偏心(偏置)检测器进行高质量成像和/或数据重建的设备和方法。

背景技术：

计算机断层扫描(ct)成像，包括锥形射束计算机断层扫描(cbct)，是放射治疗中有价值的工具。它可用于患者定位和剂量计算。它还有可能允许医生进行自适应放射治疗，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。

一种流行的数据采集形式是圆形扫描，其中，具有用于小型对象扫描(例如，头部)的居中检测器，以及在通道方向上用于大型对象扫描(例如，腹部)的偏心(偏置或移位)检测器。对于大多数放射治疗系统而言，圆形扫描可能是唯一可行的选择，因为门架只能在一个方向上旋转有限的角度，从而阻碍了这些机器使用螺旋源轨迹。与圆形扫描相比，螺旋扫描可以提供具有更少伪像的质量更高的图像，以及更快的扫描，但是视图完成要复杂得多。

技术实现要素：

在一个实施例中，一种利用偏置检测器处理来自成像设备的投射数据的方法，包括：在螺旋成像扫描期间，从偏置检测器接收从当前视图和至少一个共轭视图测得的投射数据；基于从至少一个共轭视图测得的投射数据，确定来自当前视图的投射数据中缺失的射线的值；以及将缺失射线的所确定的值与从当前视图测得的投射数据合并，以形成目标对象的完整视图。

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是通过定义的世界坐标系示出的示例性x射线成像设备的图示。

图4是示例性数据采集系统的3d几何形状的图示。

图5是示例性(x，z)平面中的数据采集系统的几何形状的图示。

图6是利用偏置检测器和共轭视图用于视图完成的螺旋轨迹的示例性配置的3d图示。

图7是示例性重建框架的流程图。

图8是示例性视图完成方法的流程图。

图9是在(x，z)平面中的螺旋数据采集系统的示例性几何形状的图示。

图10是用于确定缺失射线的值的示例性方法的流程图。

图11是在(m，n)坐标系中的小间距螺旋数据采集的示例性几何形状的图示。

图12是在(m，n)坐标系中的大间距螺旋数据采集的示例性几何形状的图示。

图13是在(m，n)坐标系中的大间距螺旋数据采集的示例性几何形状的图示，其中，共轭射线位于当前视图的tam-danielsson窗口内。

图14是在(m，n)坐标系中的大间距螺旋数据采集的示例性几何形状的图示，其中，共轭射线位于tam-danielsson窗口的外部。

图15是沿着通道方向的示例性合并后的所确定的数据和测得的数据的图示。

图16是描绘使用放射治疗装置的igrt的示例性方法的流程图。

图17是描绘示例性的施照前的基于图像的步骤的框图。

图18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在cbct螺旋扫描期间利用偏置检测器的高质量成像和数据重建。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的图像采集在门架(gantry)中进行成像。在各种实施例中，与通过使用高能量放射源(例如，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能量生成的图像可以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(volumeimaging)。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等。

根据各种实施例，x射线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kvct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。

鉴于圆形扫描，螺旋扫描轨迹可具有若干优点。例如，减少了锥形射束伪像，因为螺旋扫描可以为图像重建提供更完整的投射数据。而且，螺旋扫描可以获取具有狭窄轴向开口的较大纵向覆盖范围的投射数据，这可以大大减少投射数据中的散射污染。重建的图像在低频伪像方面可以显著地改善图像质量，并且大大增强软组织的对比度。此外，螺旋扫描可以通过大间距提高扫描速度。

参考图1和图2，示出了x射线成像设备10。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(例如，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(例如，扇形射束、锥形射束等)计算机断层扫描。

患者支撑物或床架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。在一些实施例中，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。

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pbk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。x射线检测器34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x射线放射源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，x射线检测器34可以采取多种配置。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)。根据另一个示例性实施例，x射线检测器34可以被配置为弯曲的检测器。检测器34可以被调整到在通道和/或轴向方向上的偏置(即，移位)位置。

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。

相对于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x射线检测器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x射线检测器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34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，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。射束32可以成形为各种形状，包括例如平行四边形。射束成形器36可以被配置为通过旋转和/或平移射束成形器36的x射线衰减材料来调整放射束32的形状。

可以以各种方式配置准直器/射束成形器36，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。

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。

如图2所示，x射线成像设备10可与包括治疗性放射源20的放射治疗装置集成在一起，该治疗性放射源20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，治疗性放射源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。将理解的是，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，第一放射源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，第一放射源20具有比第二放射源30更高的能量水平(峰值和/或平均值等)。

在一个实施例中，治疗性放射源20是产生治疗性放射(例如，mv源)的线性加速器(linac)，并且成像系统包括独立的x射线成像放射源，其产生相对低强度和较低能量的成像放射(例如，kv源)。在其他实施例中，治疗性放射源20可以是放射性同位素(例如，钴-60)，并且通常可以具有大于1mev的能量。治疗性放射源20可以根据治疗计划向支撑在患者支撑物18上的患者体内的关注区域(roi)发出一个或多个放射束(通常由22表示)。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。例如，准直器/射束成形器可以被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。

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(偏置)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置来减小。

当与放射治疗装置集成在一起时，x射线成像设备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计算机断层扫描(ct)数据、锥形射束ct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，x射线成像设备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x射线检测器34从x射线源30接收到的放射来生成患者图像。应当理解，重建处理器40可以被配置为用于执行以下更全面描述的方法。设备10还可包括适合于存储信息的存储器44，该信息包括但不限于处理和重建的算法和软件、成像参数、来自先前的或以其他方式先前获得的图像(例如，计划图像)的图像数据、治疗计划等。

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

如图2所示，x射线成像设备10包括控制器(通常表示为60)，其可操作地耦接到设备10的一个或多个组件。控制器60控制设备10的整体运转和操作，包括向x射线源30和/或治疗性放射源20以及控制可旋转门架12的旋转速度和位置的门架马达控制器提供功率和时序信号。应当理解，控制器60可以涵盖以下中的一个或多个：患者支撑控制器、门架控制器、耦接到治疗性放射源20和/或x射线源30的控制器、射束成形器36控制器、耦接到检测器24和/或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x射线成像设备相关联的各种控制器的层级结构可以以任何合适的方式布置，以将合适的命令和/或信息传达到期望的装置和组件。

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

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

治疗性放射源20和/或x射线源30可以可操作地耦接到控制器60，该控制器60被配置为控制治疗性放射源20和x射线源30的相对操作。例如，可以控制x射线源30，并且成像源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x射线源30，并且x射线源30可以与治疗性放射源20顺序地操作。

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

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。

在几个实施例中，cbct使用具有平板检测器34的x射线源30作为放射治疗的成像模式。由于典型检测器的横向面板尺寸有限，因此通常在通道方向上实现检测器移位，以得到较大的视场(fov)。这种检测器34的位移(偏置)在圆形cbct扫描中是常见的，并且在图像重建中可能造成很大的困难，因为从这种设置获取的投射数据相应地在轴向和横向方向上被截断。

考虑到与上述圆形扫描相比的益处，具有螺旋轨迹的cbct可能是用于放射治疗和igrt的更好的成像工具。然而，与圆形轨迹相比，对于扩大的fov，偏置检测器34导致甚至更加复杂和困难的重建问题。已知的技术可能在使用螺旋扫描期间由偏置检测器获取的数据完成视图和进行滤波之后丢失关键性质。例如，对于轴向不变的对象，在这种情况下，feldkamp、davis和kress(fdk)框架的精确性性质不再适用。

在各种实施例中，以下描述了一种使用常规的基于锥形射束滤波后的反向投射(cbfbp)的框架、利用偏置平板检测器、新的视图完成和图像重建框架，用于螺旋锥形射束扫描。如果对象在轴向方向是不变的，则该重建框架不仅计算效率高，而且精确。此外，在对象几乎是轴向不变的应用中，该重建框架可以更准确。

约定

在以下实施例中使用以下符号。标量由小写字母表示，而矢量或矢量位置(例如，2d或3d)由带下划线的小写字母表示。特别地，带有下划线的字母e(即，e)是单位矢量。令[x，y，z]为世界坐标系的坐标，则x轴、y轴和z轴的单位矢量可以分别表示为ex、ey和ez。在这种情况下，具有坐标[x,y,z]^t的3d矢量x可以表示为x＝[x,y,z]^t。t代表转置。除非另有说明，否则带帽子的小写字母表示该值是估计值，而带有条形的小写字母表示该值来自共轭射线。

被扫描的对象(例如，患者、目标对象)是紧凑的，并且紧凑空间由ω表示。对象在矢量位置x处的衰减系数由f(x)表示，而其重建由表示。x射线源30围绕等中心点旋转，并且视图角度由λ表示。因此，源30的空间位置完全由视图角度表征，并且我们通过a(λ)表示其矢量位置。源到等中心点的距离表示为r，而源到检测器的距离表示为d。x射线检测器34是示例性的平板检测器，并且2d面板由基本矢量eu和ev张成(spanned)，其中，eu表示通道方向，而ev表示行方向。检测器平面中的点的坐标表示为[u,v]。示例性的检测器单元是矩形的并且具有相同的尺寸。单元的宽度和高度分别由δu和δv表示。对数运算(即，线积分)之后在检测器34上测得的值由g(λ,u,v)表示。

参考图3，通过定义的世界坐标系310示出了x射线成像设备的图示300。表示为o的原点是门架12的等中心点，并且与x、y和z轴关联的单位矢量分别示出为ex,ey和ez。从门架12的正面观察，x轴ex是水平的并且指向右，y轴ey指向门架平面内，并且z轴ez是竖直的并且指向顶部。x、y和z轴遵循右手定则。

在示例性实施例中，当从门架12的正面观察时，x射线源30顺时针旋转。图4示出了示例性数据采集系统的3d几何形状的图示400。图5示出了示例性(x，z)平面中的数据采集系统的几何形状的图示500。视图角度λ被定义为在从门架12的正面观察时，以顺时针方式从x轴ex到虚拟线402(其连接源30和旋转轴)的角距离，其中，其3d矢量位置表示为a(λ)。旋转轴沿世界坐标y轴ey。检测器34被定位成使得其垂直于由源30和旋转轴定义的平面，其通道平行于旋转轴，并且其行垂直于旋转轴。在检测器34处连接源30和等中心点o的线402的穿孔点被定义为检测器坐标系410的原点，由od表示。

如图4所示，示例性数据采集系统涉及两个坐标系。特别地，数据采集参考以o为原点的世界坐标系310和以od为原点的检测器坐标系410。如上所述，检测器坐标系410由检测器34平面中的基本矢量eu(在通道方向上)、ev(在行方向上)和ew(垂直于检测器34平面并从od指向a)来定义。在此，od被限定为连接源30(其矢量位置为a(λ))和o的线402在检测器34上的穿孔点，线402沿ew延伸至检测器34。而α(λ,u,v)是从源30的矢量位置a(λ)指向检测器34单元的单位矢量404，检测器34单元位于检测器坐标系410中的坐标[u,v]处。

图5示出了示例性(x，z)平面中的数据采集系统的几何形状500。这里，r是源到等中心点的距离，d是源到检测器的距离，λ是视图角度，并且γ是扇形角度。

检测器坐标系410由基本矢量ev(λ)、eu(λ)和ew(λ)张成。它们在图4中示出，并由下面的等式1定义：

ev(λ)＝[0，1，0]^t

eu(λ)＝[sin(λ)，0，cos(λ)]^t

ew(λ)＝[cos(λ)，0，-sin(λ)]^t(1)

参照图4和图5，在检测器34处测得的x射线(来自源30)由表示，并且这种射线从源a(λ)指向检测器位置(u，v)的单位矢量由α(λ，u，v)表示。通过进行构造，可以使用等式2获得该单位矢量α(λ，u，v)：

使用以上符号，可以根据等式3表示沿x射线的线积分：

如图5所示，与由a(λ)和旋转轴限定的中心平面之间的角度被称为扇形角，并由γ表示。扇形角γ与u的符号相同，并且由等式4定义：

螺旋轨迹通过门架12的旋转和患者支撑物/床架18的平移的组合来实现。上面定义了门架12的旋转。床架18的方向由cdir表示。在一个实施例中，床架18的默认方向是进入门架12，并且cdir被定义为1。在另一个实施例中，在床架18从门架12移出的情况下，cdir被设置为-1。注意，源30的纵向移动相对于床架18的纵向运动是相反的。如果门架12的旋转速度和床架18的移动速度都是恒定的，则源30的轨迹可以完全由视图角度λ表征。令λs和hs分别为轨迹的起始视图角度和起始y位置。令hp是每次旋转时源30相对于床架18所行进的纵向距离。注意，当cdir为-1时，hp为正，而当cdir为1时，hp为负。令检测器34的高度(以v为单位)在等中心点处为hiso。根据等式5，归一化后的螺旋间距由p表示：

然后可以通过等式6描述螺旋轨迹：

a(λ)＝rcosλ，h(λ)，-rsinλ]^t，(6)

其中，h(λ)＝hp(λ-λs)/2π+hs.

图6是利用偏置检测器34和共轭视图用于视图完成的螺旋轨迹的示例性配置的3d图示600。在该实施例中，并且另外参考图3和4，患者床架18正在移动到门架中(即，cdir＝1)，并且相对的源30的纵向移动方向是朝向负y轴ey。因此，检测器34的前缘朝向门架12的正面(-ev)，并且检测器34的后缘(尾部)朝向后面(ev)。在此，字母“l”和“t”分别表示前部和尾部。还示出了由检测器34限定的检测器平面634。λl和λt处的共轭视图以及tam-danielsson窗口曲线vl和vt在图6中示出，并且下面将对其进行详细讨论。

下表是总结示例性实施例中使用的变量和示例性模拟值的定义的表：

表i：变量的定义

框架

如上所述，对象在矢量位置x处的衰减系数由f(x)表示，而其重建由表示。通过使用上述约定，使用偏置检测器的cbct螺旋扫描的重建框架是基于等式7和8：

其中，

等式7中的项gh根据等式9来定义：

其中，是变迹希尔伯特变换，并且根据等式10：

固定(10)

其中，是进入重建引擎中的投射数据馈送，并且α(λ,u,v)是从源a(λ)指向检测器34点(u,v)的单位矢量。

等式7中的项w(λ,x)是孔径加权函数，其解决了反向投射期间的数据冗余。它由等式11定义：

其中，(u^*,v^*)在等式8中定义，wu和wv是通道和行加权函数，并且φ(λ,x)是所有测得的或估计的射线的集合，这些射线：i)通过点x；以及ii)属于经过a(λ)并平行于ev的平面。

如上所述，该重建可以由框架利用，该框架考虑了源30遵循利用偏置检测器34的螺旋扫描轨迹。

所包括的流程图和框图示出了与根据本文所述的系统的重建框架的特征相关联的示例性配置和方法。可以以逻辑、软件、硬件或其组合来执行示例性方法。另外，尽管程序和方法是按顺序给出的，但是这些框可以以不同的顺序执行，包括串行和/或并行。此外，可以使用附加的步骤或更少的步骤。

图7是示例性重建框架700的流程图。如上所述，框架700可以应用于使用偏置检测器的cbct螺旋扫描。在该实施例中，在步骤710处，由于偏置检测器创建的有限的fov，框架700基于从数据采集系统(das)接收到的数据而按需完成视图。具体地，如以上在等式3中所指定的，从das接收到的数据包括校准后的投射数据g(x射线线积分g(λ,u,v))。下面将更详细地描述视图完成步骤710。

在步骤710中完成视图后，投射数据馈送被提供给重建引擎。在步骤720处，框架700根据上面的等式10将微分和锥形射束(cb)加权应用于投射数据馈送以生成g’cb(λ,u,v)。在步骤730处，框架700根据上面的等式9将希尔伯特变换应用于g’cb(λ,u,v)以生成gh(λ,u,v)。在步骤740处，框架700根据上面的等式7将具有2d孔径加权的反向投射应用于gh(λ,u,v))以生成重建图像下面提供更多的详细信息。

返回到视图完成步骤710，因为检测器34被偏置(移位)，所以在步骤720处可以将数据馈送到等式10之前，必须执行视图完成过程710。例如，检测器34被偏置，以扩大fov。为了简单起见，本文的描述指的是检测器34始终在eu(λ)方向上移位。然而，在其他实施例中，检测器34可以通过类似的处理在任何横向和/或轴向方向上移位。

为了简洁起见，使用图6所示的实施例中描述的几何形状来描述视图完成算法。允许两个床架18的运动，一个可以移动进入门架12(即，cdir＝1)，而另一个可以从门架12移出(即，cdir＝-1)。

平板平面由源的当前视图a(λ)和位于u处的检测器列来定义，并由π(λ,u)表示。该平面在两个视图角度(分别由λt和λl表示)处与源轨迹的上一个(尾部)旋转和下一个(前部)旋转相交。检测器平面634是检测器34的平面，其包括虚拟延伸到通过使检测器34偏置而腾出的被扫描对象后面的区域(即，在当前视图中不再由检测器34直接测量的区域)。线610连接a(λ)和a(λt)，并且在点612[u,vt]处与检测器平面634相交(标记为vt(u))。线620连接a(λ)和a(λl)，并且在点622[u,vl]处与检测器平面634的平面相交(标记为vl(u))。请注意，v的坐标vt和vl在tam-danielsson窗口曲线上。这些曲线可以使用12中的以下等式获得：

其中，γ是由u限定的扇形角度，并且可以通过等式4进行计算。当床架18移动进入门架12中时(即，cdir＝1)，hp为负，并且对应于前缘的tam-danielsson窗口的vl(u)为负，而对应于后缘的tam-danielsson窗口的vt(u)为正。

视图完成步骤710的目的是使用来自同一平板平面中相邻旋转的共轭射线的测量结果来评测或评估缺失射线(例如，在由于偏置检测器34而导致的放大的fov中)。“缺失射线”是指原本能够从源30穿过对象并被检测器34测量但是由于检测器34为了较大的fov发生移位而无法获得的射线。缺失射线出现在图6中如检测器平面634的虚线部分所示的区域中。这些射线及其数据对于从当前视图a(λ)完成对象的视图是必不可少的。可以从共轭射线估计或确定与这些射线关联的数据。“共轭射线”是指来自位于相对侧的视图的射线，其用于评估缺失射线。在一种技术中，视图完成过程将取决于像素，使得用于确定缺失射线的共轭射线经过将被反向投射的相同像素。但是，这样的移位可变方案将极大地增加计算成本。在另一个实施例中，该方案是移位不变的，使得可以预先计算用于缺失射线评估的参数。

例如，图8是示例性视图完成方法810的流程图。在一个实施例中，重建框架700的视图完成步骤710包括视图完成方法810。在该实施例中，在步骤812处，方法810计算为了确定缺失射线的值所需的共轭射线的定义参数。具体地，步骤812计算共轭射线的u坐标(由表示)，以及共轭尾部和前部射线的视图角度λt和λl。通过进行构造，可以根据13中的等式计算这些值：

接下来，在步骤814处，方法810使用共轭射线的测量结果来确定与缺失射线相关联的值。图9示出了在(x，z)平面中的螺旋数据采集系统的示例性几何形状800。另外参考图6，针对平板平面π(λ，u)引入(m，n)2d坐标系。基本矢量由em和en表示，其中，em平行于(x，z)平面，并且en平行于指向与纵向源运动的相同方向的旋转轴。这两个基本矢量em、en由等

式14定义：

其中，ev、eu和ew在等式1中定义。(m，n)平面的原点表示为c0，其世界坐标可以根据等式15计算：

c0(λ，u)＝a(λ)-rγem(λ，u)，(15)

其中，em在等式14中定义，并且rγ由等式16定义：

rγ＝rcosγ·(16)

类似于rγ，dγ根据等式17来定义：

另外，其他变量与平板平面π(λ，u)有关。(m，n)坐标中的这些变量在下面结合图11-14进行讨论，并总结在表ii中：

表ii：(m，n)平面中的变量定义

表ii中列出的[ms，ns]坐标在等式18中定义：

以下公开内容还将利用示例性函数来计算由四个共平面点限定的两条线的交点。令第一条线由a和b定义并由表示，而第二条线由c和d定义并由表示。假设a≠b且c≠d，并且两条线不平行：

(d-c)·(b-a)^⊥≠0，

其中，运算符⊥表示矢量的逆时针旋转90度。令和之间的相交部分为x。然后，x可以通过函数ζ(a，b，c，d)获得，这在数学上定义为：

返回参考方法810，步骤814使用来自共轭射线的测量结果来确定与缺失射线关联的值。在示例性实施例中，视图完成过程的步骤814可以在几个步骤中实现。

例如，图10是用于确定缺失射线的值的示例性方法1000的流程图。在一个实施例中，视图完成方法810的步骤814包括方法1000。在该实施例中，在步骤1010处，方法1000标识完成参照物，该完成参照物包括：i)cl以上的n轴部分，ii)bl和bt之间的线段；以及iii)ct以下的n轴部分。对于固定的源-检测器配置，不同的间距将导致对于视图完成过程不同的数据可用性。注意，当间距变化时，s沿着水平线(即，与em平行)移动。一旦计算了bl和bt，就可以执行下面的额外过程来使上述两种间距值情况相统一。

例如，图11和12示出了两个示例性间距情况。图11示出了(m，n)坐标系中小间距螺旋数据采集的示例性几何形状1100。图12示出了(m，n)坐标系中大间距螺旋数据采集的示例性几何形状1200。

在小间距几何形状1100(图11)的情况下，总是存在与要评估的射线在n轴处相交的至少一条共轭射线。在这种情况下，可以使用这些共轭射线直接评估缺失射线。

在大间距几何形状1200(图12)的情况下，存在没有共轭射线与要评估的射线在n轴处相交的情况。下面的过程将确保根据等式19，对于小间距，完成参照物将变成n轴：

如果bi·em＜0，则bl＝cl

如果bt·em＜0，则bt＝ct(19)

接下来，在步骤1020处，方法1000为每个缺失射线标识其与完成参照物的相交部分。该相交部分表示为bv。根据完成参照物的定义，bv存在两种情况。bv的值由等式20定义：

如果(v-vl)(v-vt)≤0，则bv＝ζ(a(λ)，d(u，v)，bl，bt)

如果(v-vl)(v-vt)＞0，则bv＝ζ(a(λ)，d(u，v)，cl，ct)(20)

对于小间距，等式20中的以上两个等式变得相同。

例如，图13和图14示出了大间距的两个示例性情况。图13示出了(m，n)坐标系中大间距螺旋数据采集的示例性几何形状1300，其中，共轭射线位于当前视图的tam-danielsson窗口内。图14示出了(m，n)坐标系中大间距螺旋数据采集的示例性几何结构1400，其中，共轭射线位于tam-danielsson窗口的外部。

接下来，在步骤1030处，方法1000计算共轭射线的行索引：对于a(λl)为并且对于a(λt)为(例如，参见图12-13)。特别地，可以使用等式21计算

并且可以使用等式22计算

接下来，在步骤1040处，方法1000根据共轭射线的锥形角度来归一化它们的测量值。令与a(λt)对应的归一化值为并令与a(λl)对应的归一化值为这些归一化量可以使用等式23获得：

接下来，在步骤1050处，方法1000将两个共轭射线的归一化值在ev方向上合并。特别地，令为合并后的值，其可由等式24确定：

其中，其中，vs＝vl*|hl|/(|ht|+|hl|)+vt*|ht|/(|ht|+|hl|)。

在步骤1050中合并两个共轭射线的归一化值之后，便完成了使用共轭射线的测量结果来确定缺失射线的值的示例性方法1000。如上所述，方法1000是根据方法810的步骤814来确定缺失射线的值的示例性方法。方法810是例如根据示例性重建框架700的步骤710的示例性视图完成技术。

返回参考图8，在完成步骤814之后，方法810可以继续进行步骤816，以将缺失射线的值与从当前视图测得的数据合并，从而在通道方向上进行平滑过渡。各种示例性方法可以用于步骤816。

例如，在一个实施例中，在步骤816处，等式24中定义的缺失射线的估计的值与测得的数据直接缝合。如果对象是轴向不变的，则该方法可以完美地工作。然而，在通常是轴向变化的对象的情况下，该方法将导致该估计的数据与测得的数据之间的不连续，这将在重建的图像中造成伪像。

在另一个可以克服直接缝合的缺点的实施例中，可以引入羽化处理(featheringprocess)，以在步骤816中合并所确定的数据和测得的数据。令[ul,ut]为羽化处理的通道范围，使得测得的数据在ul处的贡献为0，而在ut处的贡献为1。为了避免在测得的数据区域中受到污染，ut被选择为最内部通道(更接近od的通道)的坐标。回想一下，是向重建引擎中的投射数据馈送。可以使用等式26计算该值：

其中，wf(u,ul,ut)是对于从ul到ut的通道坐标而从0变为1的羽化/平滑函数。而且，wf(u,ul,ut)的一阶导数在ul和ut处均为0。存在多种函数可以满足上述两个要求。在一个实施例中，使用等式27：

虽然此方法提供了沿通道方向在所确定的数据和测得的数据之间的平滑过渡，但是由于边缘值在羽化处理中的重新使用，因此会引入伪像。对于轴向不变的对象，这些伪像在投射域中尤其明显。

在可以克服上述两种方法的缺点的另一个实施例中，另一种技术在步骤816中实现拟合和羽化处理。首先，该方法在邻近羽化区的所确定的数据和测得的数据之间执行拟合程序。然后，使用羽化处理将拟合后的数据和所确定的数据合并。例如，图15描绘了沿着通道方向的示例性合并后的所确定的数据和测得的数据1500。左侧的较暗线1510是指所确定的数据，并且右侧的较亮线1520是指测得的数据。属于范围ωl和ωr的数据用于拟合处理，而属于范围ωf的数据是使用拟合后的数据和所确定的数据之间的羽化处理获得的。

注意，在实现过程中，上述合并过程是移位不变的，并且对应于固定的u坐标。因此，可以使用u索引预先计算和实现羽化函数。令为要完成的通道的数量，并且令δn为用于羽化的通道。在一个实施例中，自适应地选择δn的方法是根据等式28：

其中，0<c0<c1<1且n0是预定的整数。例如，在一个实施例中，n0＝60,c0＝0.1并且c1＝0.5。

在步骤816中将针对缺失射线所确定的值与从当前视图测得的数据合并从而在通道方向上进行平滑过渡之后，完成了示例性视图完成方法810。如上所述，方法810是例如根据示例性重建框架700的步骤710的示例性视图完成技术。

在各种实施例中，x射线检测器34相对于虚拟中心线402偏置，使得目标对象的完整视图需要在螺旋扫描期间将当前视图与例如由于偏置而导致的至少一个共轭视图相组合，可以将从当前视图测量的投射数据与从至少一个共轭视图测量的投射数据确定的投射数据(基于缺失射线的评估)相组合，以重建目标图像。检测器34可以在通道和/或轴向(行)方向上偏置。共轭视图可以包括相邻旋转期间的尾部视图和/或前部视图。在一个实施例中，x射线成像设备10包括数据处理系统，该数据处理系统被配置为：接收从当前视图和至少一个共轭视图测得的投射数据；基于从至少一个共轭视图测得的投射数据，确定来自当前视图的投射数据中缺失的射线的值；以及将缺失射线的值与从当前视图测得的投射数据合并。

返回参考图7，在完成确定的步骤710之后，方法700可以继续进行步骤720。如上所述，在步骤720处，框架700根据等式10将微分和锥形射束(cb)加权应用于投射数据馈送以生成g’cb(λ,u,v)。步骤720中的微分运算对于重建框架700可能是重要的，并且可以使用多种方法来实现。

如上所述，在步骤730处，框架700根据等式9将希尔伯特变换应用于g’cb(λ,u,v)以生成gh(λ,u,v)。接下来，在步骤740处，如上所述，框架700根据等式7将具有2d孔径加权的反向投射应用于gh(λ,u,v)以生成重建图像与典型的1d孔径加权不同，该实施例使用如以上等式11中所定义的2d孔径加权。在该实施例中，2d孔径加权可以通过两个可分离的1d函数来定义。一个函数沿通道方向(由wu(u)表示)，而另一个函数沿行方向(由wv(v)表示)。函数wu是羽化函数，并且可以由wf定义(等式27)。特别地，令uh为羽化函数的上边界，条件是uh∈(ut,umax)，其中，umax为检测器的最大通道坐标。然后，根据等式29：

wu(u，ut，uh)＝wf(u，ut，uh)·(29)

函数wv被定义为使得当行逼近边缘时，中心行获得权重1，而外围行获得羽化下降(featheringdown)权重。该1d行孔径加权也可以使用羽化函数来定义，如等式30所示：

其中，vemin和vemax是检测器34的最小v坐标和最大v坐标，而vqmin和vqmax指定开始羽化下降的位置。在各种实施例中，vqmax/vemax(或vqmin/vemin)的典型比率可以是大约0.6、0.8等。

注意，步骤740的孔径加权不同于通道合并处理，因为它是像素相关的。在步骤740中生成重建图像之后，便完成了示例性框架700。

在各种实施例中，处理投射数据包括：在螺旋成像扫描期间从偏置检测器34接收从当前视图和至少一个共轭视图测得的投射数据；基于从至少一个共轭视图测得的投射数据，确定来自当前视图的投射数据中缺失的射线的值；以及将缺失射线的所确定的值与从当前视图测得的投射数据合并，以形成目标对象的完整视图。在一些实施例中，处理投射数据还包括：计算定义至少一个共轭视图的参数，使得从至少一个共轭视图测得的投射数据足以确定来自当前视图的投射数据中缺失的射线的值。

在其他实施例中，处理投射数据包括：对形成目标对象的完整视图的合并后的值进行微分和加权；将希尔伯特变换应用于微分和加权后的数据；以及对变换后的数据进行反向投射以创建重建的图像。在一些实施例中，对变换后的数据进行反向投射以创建重建的图像包括：用于数据冗余问题的二维孔径加权方案。

在一些实施例中，基于从至少一个共轭视图测得的投射数据，确定来自当前视图的投射数据中缺失的射线的值包括：标识完成参照物；标识缺失射线与完成参照物的相交部分；计算与至少一个共轭视图关联的共轭射线的行索引；将共轭射线的测得的值归一化；以及合并共轭射线的归一化值。

在一些实施例中，将缺失射线的所确定的值与从当前视图测得的投射数据合并，以形成目标对象的完整视图包括：将邻近羽化区的缺失射线的所确定的值与测得的投射数据进行拟合，以形成拟合后的数据；以及使用羽化处理将拟合后的数据与缺失射线的所确定的值合并。

此外，上述x射线成像设备10和数据处理技术包括以下特征：实施例使用平板检测器34代替弯曲的ct检测器；允许显著的检测器偏置(例如，50cm视场)以获得大的fov，而典型的轻微偏置可能限于例如扩大ctfov(例如，10cm偏置(从50cm到70cmfov))；如果被扫描对象的衰减系数在轴向方向上没有变化(这对于典型的技术是不成立的)，则数据完成和处理方法是准确的；以及不同于通常已知的fdk框架的重建方法。

图16是描绘了使用放射治疗装置(包括例如x射线成像设备10)的igrt的示例性方法1600的流程图。在一些实施例中，患者先前的图像数据也可以是可用的(例如，先前的图像，其可以是先前获取的计划图像，包括先前的ct图像)。先前的数据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，先前的图像数据由相同的成像/放射治疗装置但是在更早的时间生成。在步骤1610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1610可以使用上述投射数据处理技术产生高质量(hq)图像或成像数据1615。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。

接下来，在步骤1620处，至少部分地基于来自步骤1610的成像数据1615，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1620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(1620)在放疗施照(1630)之前可能需要更多的成像(1610)。步骤1620可以包括基于高质量成像数据1615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1620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1630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1630根据治疗计划给予患者治疗剂量1635。在一些实施例中，igrt方法1600可以包括返回到步骤1610，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(1620)和/或放疗施照(1630)。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1615。如上所述，步骤1610、1620和/或1630可以同时、重叠和/或交替地执行。

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

图17是描绘了可以与以上步骤1620相关联的示例性的施照前的基于图像的步骤/选项的框图1700。将理解的是，在不脱离本发明的范围的情况下，上述x射线成像设备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(1620)。例如，由放射治疗装置生成的图像1615可以用于在治疗之前对准患者(1710)。患者对准可以包括将当前的成像数据1615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x射线成像设备10生成的图像也可以用于治疗计划或重新计划(1720)。在各种实施例中，步骤1720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1615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1615的高质量(由x射线成像设备10在步骤1610处生成)，因此成像数据1615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x射线成像设备10生成的图像可以用于计算成像剂量(1730)，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x射线成像设备10生成的图像可以用于计算治疗剂量(1740)，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(1750)和/或其他治疗(1760)参数或计划相结合地使用由x射线成像设备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x射线成像设备10生成的图像可以与自适应治疗监测(1770)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(1620)并非互斥的。例如，在各种实施例中，计算治疗剂量(1740)本身可以是一个步骤和/或可以是自适应治疗监测(1770)和/或治疗计划(1720)的一部分。在各种实施例中，施照前的基于图像的步骤(1620)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，包括偏置检测器和数据处理技术，提供了比常规的治疗中的成像系统更高质量的改进的kv生成的图像。

图18是描绘了可在成像(1610)和/或随后的施照前的基于图像的步骤(1620)期间使用的示例性数据源的框图1800。检测器数据1810表示由图像放射检测器34接收到的所有数据。投射数据1820是由入射在准直射束区域中的放射生成的数据。半影数据1830是由入射在半影区域中的放射生成的数据。散射数据1840是由入射在半影区域外部的外围区域(其可以被称为阴影区域)中的放射生成的数据。

在一个实施例中，半影数据1830可以用于分离或识别投射和/或散射数据。在一些实施例中，散射数据1840可用于估计投射数据1820中的散射放射。在另一个实施例中，散射数据1840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1830和/或散射数据1840可用来改善由成像步骤1610生成的图像的质量。在一些实施例中，半影数据1830和/或散射数据1840可以与投射数据1820组合和/或可以根据适用的成像设置1850、治疗设置1860(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x射线成像设备10相关联的任何其它数据1870进行分析。在其他实施例中，该数据可以用于治疗计划步骤1620。

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。