CN113164132A - 使用多源***进行可缩放视场成像的设备和方法 - Google Patents

Abstract

多模式成像设备和方法包括具有多个放射源的可旋转的门架***，该多个放射源包括不同的能量水平(例如，kV和MV)。快速滑环技术和螺旋扫描允许组合或利用来自多个放射源的数据以生成改进的图像和工作流程，包括用于IGRT的改进的图像和工作流程。特征包括大视场(LFOV)MV成像、kV关注区域(ROI)成像和可缩放的视场(SFOV)双能量成像。

Description

使用多源***进行可缩放视场成像的设备和方法

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，该11件美国临时专利申请包括：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美国专利申请有关，该十件非临时美国专利申请包括：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-GUIDED RADIATIONTREATMENT 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)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04010的题为“COMPUTED TOMOGRAPHY SYSTEMAND 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***和方法)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04013的题为“OPTIMIZED SCANNING METHODS AND TOMOGRAPHY SYSTEM USING REGION OF INTERESTDATA(使用关注区域数据的最佳扫描方法和断层扫描***)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04015的题为“HELICAL CONE-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY IMAGINGWITH 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)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04021的题为“MULTI-PASS COMPUTEDTOMOGRAPHY 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)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04012的题为“METHOD AND APPARATUS FOR SCATTER ESTIMATION IN CONE-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)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04014的题为“ASYMMETRIC SCATTER FITTING FOR OPTIMAL PANELREADOUT IN CONE-BEAM COMPUTED TOMOGRAPHY(锥形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)”的非临时美国专利申请；代理人案卷号为38935/04018的题为“METHOD AND APPARATUS FOR IMPROVING SCATTER ESTIMATION AND CORRECTION INIMAGING(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 RECONSTRUCTIONAND CORRECTION USING INTER-FRACTIONAL INFORMATION(利用段间信息进行图像重建和校正的方法和装置)”的非临时美国专利申请。以上提到的所有(一个或多个)专利申请和(一个或多个)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利用多模式放射进行成像，并且更具体地，涉及将低能量放射(例如，千伏x射线(kV))和高能量放射(例如，兆伏x射线(MV))组合用于改进的成像，包括在计算机断层成像(CT)扫描期间针对可缩放视场的改进的成像。

背景技术

诸如肿瘤和病变等病理解剖可以通过诸如手术之类的侵入性操作来治疗，这对于患者而言可能是有伤害的并且充满了风险。用于治疗病理解剖(例如，肿瘤、病变、血管畸形、神经紊乱等)的非侵入性方法是外部束放射疗法，其通常使用诸如线性加速器(LINAC)之类的治疗性放射源来生成放射束(例如，x射线)。在一种类型的外部束放射疗法中，治疗性放射源从视场中的多个角度将一系列的x射线束引导到肿瘤部位处。随着治疗性放射源的角度变化，每个射束穿过肿瘤部位，但在其通往肿瘤以及来自于肿瘤的路径上穿过健康组织的不同区域。结果是，肿瘤处的累积放射剂量高，而对健康组织的累积放射剂量相对较低。

术语“放射外科治疗(radiosurgery)”是指在其中与在更多治疗阶段或分割(fraction)中以每个分割较低剂量的施照(delivery)相比，在较少治疗阶段或分割中以足以使病状坏死的剂量向靶区域施加放射的操作。与放射疗法(radiotherapy)不同，放射外科治疗的特征通常在于每次分割相对较高的放射剂量(例如，500-2000厘戈瑞(centigray))和大剂量少分割(例如，1-5个分割或治疗天数)。放射疗法通常的特征在于每次分割低剂量(例如，100-200厘戈瑞)和超分割放射治疗(例如，30-45个分割)。为方便起见，除非另有说明，否则术语“放射治疗”和“放射疗法”在本文中可互换使用，以表示放射外科治疗和/或放射疗法。

图像引导放射治疗(IGRT)***包括基于门架(gantry)的***和基于机械臂的***。在基于门架的***中，门架使治疗性放射源围绕通过等中心点的轴进行旋转。基于门架的***包括C形臂门架，在该C形臂门架中，治疗性放射源以悬臂式方式安装并围绕通过等中心点的轴进行旋转。基于门架的***还包括环形门架，其具有通常为环形的形状，在该环形门架中患者的身体延伸通过环/环面的孔，并且治疗性放射源被安装在环的周边上并且围绕通过等中心点的轴旋转。传统的门架***(环形或C形臂)以设定的角度来施照治疗性放射，该设定的角度由放射源的旋转轨迹限定。在基于机械臂的***中，治疗性放射源被安装在铰接式机械臂上，该铰接式机械臂在患者上方和周围延伸，该机械臂被配置为提供至少五个自由度。基于机械臂的***提供从多个平面外方向施照治疗性放射的能力，即，能够非共面施照。

与每个放射治疗***相关联的是成像***，其提供用于建立并且在一些示例中用于指导放射施照过程并跟踪治疗中目标运动的治疗中图像。为了进行设置并为了治疗中的图像，MV成像***可以将检测器放置在治疗源的对面，以对患者进行成像，而其他方法则为了进行患者设置并为了治疗中的图像，利用(一个或多个)独特且独立的图像放射源和/或(一个或多个)检测器。治疗期间的目标或目标体积跟踪通过将治疗中的图像与先前的治疗图像信息或治疗前的图像信息进行比较来完成。治疗前的图像信息可以包括例如CT数据、锥形束CT(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/或任何从这些成像模式获得的信息(例如但不限于，数字重建的放射影像(DRR))。

在一种常见的情景下，治疗源是产生治疗性放射的LINAC(其可以是例如MV源)，并且成像***包括一个或多个独立的x射线成像源(每个可以是例如kV源)，其产生较低能量的成像放射。治疗中的图像可以包括在一个或多个不同的视点(points of view)采集的一个或多个(优选地，至少两个)二维图像(通常x射线)(例如，立体x射线图像)，并且可以例如与从三维治疗前的图像信息导出的二维DRR进行比较。DRR是通过将假设的x射线投射通过3D成像数据而生成的合成x射线图像，其中，假设的x射线的方向和定向模拟治疗中的x射线成像***的几何形状。结果所得到的DRR则具有与治疗中的x射线成像***几乎相同的缩放(scale)和视点，并且可以与治疗中的x射线图像进行比较以确定目标的位置和定向，然后它们可以被用于指导到目标的放射的施照。

在另一种常见的情景下，安装在门架上的治疗性放射源或独立的x射线成像源(例如kV源)被用于获取多个视图并重建体积图像-CT图像。获取针对至少180度加上成像束扇形角度的视图(也称为投射图)，以便为重建3D体积或各个轴向切片提供完全的数学支持。与x射线源相对安装的成像检测器可以是用于一次获取单个切片的数据的单行检测器，也可以是用于一次获取多个切片的数据的多行检测器或全二维平板检测器。

还已经提出CBCT作为与放射治疗***结合使用的治疗中的成像模式，在某些情况下作为kV成像模式，而在其他情况下作为MV(射野)成像模式。在治疗之前，可以获取CBCT计划图像以进行治疗规划。随后，在每个治疗分割之前，可以采集CBCT图像并将其与CBCT治疗前的计划图像进行比较，比较的结果用于修改该治疗分割的治疗计划，以补偿分次放疗间(interfraction)设置误差和/或分次放疗间器官运动。

尽管常规的CT成像从1D投射图通过目标体积重建2D切片，然后堆叠2D切片以形成3D体积图像，但是CBCT成像直接从目标体积的2D投射图构建3D体积图像。如本领域中已知的，CBCT提供了从围绕目标体积的单次门架旋转(更具体地，至少180度加上扇形射束角度的旋转)形成3D图像体积的能力，而常规的CT要求每个切片一次旋转(对于单行检测器)或每个切片1/M次旋转(对于具有M行的准线性多行检测器)。CBCT还提供了更各向同性的空间分辨率，而常规的CT将纵向方向上的空间分辨率限制为切片厚度。但是，由于常规的CT***通常在其线性或准线性行检测器附近提供的准直度要比CBCT***通常可以在其二维检测器附近提供的准直度高得多，因此，相比于常规的CT***，散射噪声和伪影对于CBCT***来说更成问题。(单旋转、非螺旋)CBCT(除了散射之外)的另一个主要问题是除了中心切片(包含源轨迹的平面)之外，所有切片上的采样均不充足。

还存在投射数据被横向截断(即，投射数据仅捕获对象的经轴范围的一部分)的情况。例如，典型的CT***的经轴(transaxial)视场(FOV)的范围为40厘米至70厘米，有时其大小不足以覆盖整个患者，并导致横向方向的数据截断。另一个示例是用于减少x射线散射污染(并因此增强了软组织可见性)的小关注区域(ROI)成像。投射数据中的这种横向截断引起数据不足的问题，并导致重建图像中的CT值明显偏置。

需要适当地解决扩展的FOV CT的横向截断数据的方案。由于大多数CT扫描仪具有单个x射线源，因此通过推断可用数据来近似丢失的数据是可能的，但并不足够。这样的近似可能涉及对扫描对象的形状和材料或投射数据的形状的假设。更高级的近似可能涉及数据一致性条件或问题。

发明内容

在一个实施例中，一种多模式成像设备包括：可旋转的门架***，其被定位成至少部分地围绕患者支撑物；第一放射源，耦接到可旋转的门架***，该第一放射源被配置为用于成像放射(imaging radiation)；第一射束成形器，被配置为调整由第一放射源发出的第一放射束的形状；第二放射源，耦接到可旋转的门架***，该第二放射源被配置为用于成像放射或治疗性放射中的至少一个，其中，该第二放射源包括超过第一放射源的能量水平；第二射束成形器，被配置为调整由第二放射源发出的第二放射束的形状；以及至少一个放射检测器，耦接到可旋转的门架***，并且定位成从第一放射源或第二放射源中的至少一个接收放射；其中，该设备在扫描期间从第一放射源获取与患者的第一区域关联的第一测得的投射数据，并从第二放射源获取与患者的第二区域关联的第二测得的投射数据。

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

本发明的描述不以任何方式限制权利要求中使用的词语或者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多模式放射疗法设备的透视图。

图2是根据公开的技术的一个方面的示例性多模式放射疗法设备的示意图。

图3示出了示例性放射治疗环境。

图4示出了示例性多模式扫描配置的图示。

图5示出了另一个示例性多模式扫描配置的图示。

图6示出了在经轴平面中投射通过示例性大型患者的示例性多模式扫描配置的图示。

图7通过放射***的叠加视图示出了图6中所示的在轴向平面中投射通过示例性大型患者的示例性多模式扫描配置的另一个图示。

图8示出了图7中所示的目标的放大部分的图示。

图9是描绘组合来自多个放射模式的扫描数据以使用kV投射数据近似丢失的MV投射数据的示例性方法的流程图。

图10示出了在经轴平面中投射通过示例性患者的示例性多模式扫描配置的图示。

图11示出了图10中所示的示例性多模式扫描配置的MV子***的图示。

图12示出了图10中所示的示例性多模式扫描配置的kV子***的图示。

图13在叠加视图中示出了由图10中所示的多模式扫描配置创建的各种FOV区域的图示。

图14是描绘组合来自多个放射模式的扫描数据以使用MV投射数据近似丢失的kV投射数据的示例性方法的流程图。

图15通过放射***的叠加视图示出了在轴向平面中投射通过示例性患者的示例性多模式扫描配置的图示。

图16示出了图15中所示的多模式扫描配置在示例性旋转过程中在经轴平面中投射通过示例性患者期间示例性kV放射源的图示。

图17示出了图15中所示的多模式扫描配置在另一个示例性旋转过程中在经轴平面中投射通过示例性患者期间示例性kV放射源的图示。

图18在叠加视图中示出了由图16和17中所示的kV放射源创建的各种FOV区域的图示。

图19是描绘组合来自多个放射模式的扫描数据以基于来自另一个模式的对应的投射数据近似丢失的MV和/或kV投射数据的示例性方法的流程图。

图20是描绘使用放射疗法装置的IGRT的示例性方法的流程图。

图21是描绘示例性的基于图像的施照前步骤/选项的框图。

图22是描绘可以在成像和/或随后的基于图像的施照前步骤期间使用的示例性数据源的框图。

图23是描绘使用放射疗法装置的包括患者设置或对准的示例性方法的流程图。

图24是描绘使用放射疗法装置的包括自适应IGRT的示例性方法的流程图。

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***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/或以期望的方式行动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多模式成像/放射疗法装置和方法。在一些实施例中，放射疗法施照装置和方法可以与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分使用用于成像的集成的低能量放射源以及用于成像和/或治疗的高能量放射源。特别地，例如，放射疗法施照装置和方法可以将低能量准直放射源与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)的图像采集在门架中进行成像，该高能量放射源用于成像和/或治疗性处理。可以利用来自低能量放射源(例如，kV)和高能量放射源(例如，MV)的互补信息和优势。例如，在低能量下，软组织的固有对比度可能更高，而在高能量下，不存在通过宽的或密的结构的初级光子的匮乏。KV和MV成像数据可用于相互补充以产生更高质量的图像。对于目标对象和高危器官(OARS)的可视化、自适应疗法监测以及治疗规划/重新计划，可能需要高质量的体成像(volume imaging)。在一些实施例中，多模式***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)、具有患者支撑物的增量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，多模式设备使用例如射束成形器(其可以包括准直器)来限制射束从而对放射源进行准直成，包括例如准直成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，包括例如高达10rpm(rpm指每分钟转数)、高达20rpm、高达60rpm或更高的rpm)、高帧速率和/或稀疏数据重建技术来减轻，以在放射疗法施照平台上提供CT质量成像。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。

多模式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。而且，仅使检测器的主要区域暴露于直接放射可以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。

多模式设备和方法可以提供选择性和可变的检测器读取区和范围，包括调整检测器读取范围以限制检测器的有效区从而提高读取速度。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，示出了多模式设备10。应当理解，多模式设备10可以与放射疗法装置(如图2所示)相关联和/或集成到放射疗法装置中，该放射疗法装置可以用于多种应用，包括但不限于IGRT，例如作为IGRT施照***(例如，图3中所示的并在下面详细讨论的IGRT施照***104)。多模式设备10包括可旋转门架***，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***，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***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***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(一个或多个)检测器可以安装到门架***的相同门架，包括例如门架***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被组合成各种门架***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***的相同或不同的门架上，并作为IGRT***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，用于提供放射源和关联的(一个或多个)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。即使在被集成到IGRT***中时，这种配置也可以进行连续的螺旋计算机断层扫描，包括CBCT。如上所述，单旋转CBCT的主要问题在于，除中心切片(包含旋转的切片)以外的所有切片上的采样均不足。这可以通过螺旋轨迹锥形射束成像来克服。

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/或治疗计划来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。

如图2所示，多模式设备10包括低能量放射源(例如，kV)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。在该实施例中，低能量放射源30是成像放射的源并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，成像放射的源是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x射线生成源)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射线检测器34(例如，二维平板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。

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)。随着低能放射源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。

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的多模式设备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***和基于机械臂的***。在基于门架的***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***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***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，在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***，该***反复地旋转和反转。

相对于x射线源30来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的有效区的一部分或一个区域。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/或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，多个检测器行可以仅是该检测器的有效区的一部分。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。例如，5-6厘米检测器的(在检测器平面中在纵向方向上测得的)3-4厘米可以被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，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，包括利用更小的检测器。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，包括利用更大的检测器。在各种实施例中，暴露的检测器区与有效的检测器区的比率(ratio of exposed-to-active detector area)可以是30-90％或50-75％。在其他实施例中，暴露的检测器区与有效的检测器区的比率可以是60-70％。然而，在其他实施例中，各种其他的暴露区大小和有效区大小或暴露的检测器区与有效的检测器区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，例如，包括窄和宽FOV扫描的组合。设备10具有采集单旋转锥形射束以及宽束角和窄束角锥形射束图像、螺旋图像或其他图像的能力。

可以以各种方式配置射束成形器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，射束成形器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径的尺寸，来自x射线源30的放射束可以以准直的方式穿过该孔径。根据一个示例性配置，射束成形器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的放射束穿过的孔径的尺寸，并且还调整相对于患者的射束32位置，以仅照射要成像的患者的部分，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，***)。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，多模式设备10可与包括高能量放射源(例如，MV)20的放射疗法装置集成在一起，该高能量放射源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，高能量放射源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。在其他实施例中，高能量放射源20也被配置为成像放射的源，或至少被这样利用。将理解的是，治疗性放射的源可以是高能量x射线束(例如，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，高能量放射源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，高能量放射源20具有比低能量放射源30更高的能量水平(峰值和/或平均值等)。

在一个实施例中，高能量放射源20是产生治疗性放射(例如，MV)的LINAC，并且成像***包括独立的低能量放射源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，治疗性放射源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。高能量放射源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)。

在各种实施例中，高能量放射源20被利用作为治疗性放射的源和成像放射的源。如下面详细讨论的，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。本文中对治疗性放射源20的引用是为了将高能量放射源20与低能量放射源30区分开，低能量放射源30可以仅用于成像。然而，对治疗性放射源20的引用包括其中治疗性放射源20(高能量放射源)可以用于治疗和/或成像的实施例。在其他实施例中，至少一个另外的放射源可以耦接到可旋转门架12，并且***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获取投射数据。

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相关联的射束成形器36。例如，射束成形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。

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而递增地减小。在其他实施例中，可以通过交错激活来避免散射。例如，在同时多模式成像的情况下，采集可以在没有并发的各个脉冲的情况下是并发的。在另一个实施例中，基于阴影的散射校正的使用可以用于例如解决kV检测器上的MV散射的问题。

当与放射疗法装置集成在一起时，多模式设备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/或指导放射施照程序(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CT数据、锥形束CT数据、MRI数据、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，多模式设备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采集的图像(例如，计划图像)的图像数据、治疗计划等。

多模式设备10可以包括操作者/用户接口48，在接口处，设备10的操作者可以与设备10交互或以其他方式控制设备10，以提供与扫描或成像参数等有关的输入。操作者接口48可以包括任何合适的输入装置，例如键盘、鼠标、声音激活的控制器等。设备10还可以包括显示器52或其他人类可读元件，用于向设备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，例如与设备10的操作有关的成像或扫描参数。

如图2所示，多模式设备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***控制器。

在各种实施例中，重建处理器40、操作者接口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，多模式设备和/或放射疗法***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、基于图像的施照前步骤和/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***装置。可以与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***配置来实现***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***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设备10一起使用。

多模式设备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***总线。***总线可以将***组件(包括但不限于存储器)耦接到处理器，并且可以与其他***、控制器、组件、装置和处理器进行通信。存储器可以包括只读存储器(ROM)、随机存取存储器(RAM)、硬盘驱动器、闪存驱动器以及任何其他形式的计算机可读介质。存储器可以存储各种软件和数据，包括例程和参数，其可以包括例如治疗计划。

治疗性放射源20和/或x射线源30可以可操作地耦接到控制器60，该控制器60被配置为控制治疗性放射源20和x射线源30的相对操作。例如，可以控制x射线源30，并且x射线源30可以与治疗性放射源20同时操作。附加地或替代地，取决于正在实现的特定治疗和/或成像计划，可以控制x射线源30，并且x射线源30可以与治疗性放射源20顺序地操作。例如，在各种实施例中，可以操作放射源20、30，使得来自放射源20、30的测得的投射数据被同时(或基本上/接近(准)同时，例如，彼此之间约50毫秒内)或顺序地(例如，以秒、分钟等分隔开)获取。

将会理解到，放射源20、30和检测器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或扫描。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，交替地进行顺时针旋转和逆时针旋转)进行旋转(与如上文所述的连续的方式相反)。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)与通过可旋转门架12的扫描绕转(revolution)(拍摄)交替，直到捕获到期望的体积为止。多模式设备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，多模式设备10可以用于获取体积图像和/或平面图像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，包括结合上述设备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、射束成形器的形状和/或检测器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和/或治疗期间动态地改变。可以改变门架12的旋转速度、患者支撑物18的速度、射束成形器的形状和/或检测器的读取以平衡不同的因素，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程序相结合，包括例如患者设置、自适应疗法监测、治疗计划等。

图3示出了示例性放射治疗环境300。放射治疗环境300包括参考成像***102和IGRT***104。IGRT***104可以包括例如如上所述的多模式设备10及其各种组件和装置。

在一个实施例中，参考成像***102可以包括高精度体积成像***，例如，诸如CT***或MRI***等***。鉴于许多临床环境中的成本和工作流程的考虑，参考成像***102通常是在诊所或医院环境中用于各种不同目的的通用工具，并且不专门特定于IGRT***104或环境300。相反，参考成像***102可以位于其自己的单独房间或库(vault)中，并且在与IGRT***104相比单独且更广义的基础上进行购买、安装和/或维护。因此，对于图3的实施例，参考成像***102被示为与IGRT***104不同。在其他实施例中，参考成像***102可以被认为是IGRT***104的整体组件。例如，多模式设备10具有充当参考成像***102和IGRT***104的能力。

在该实施例中，IGRT***104包括高能放射治疗(MV)源108，其将高能量x射线治疗性放射选择性地施加到位于患者支撑物或治疗床架TC上的患者P的目标体积。MV源108在***控制器114(在一个实施例中，更具体地，是治疗性放射控制子***128)的控制下施加治疗放射。***控制器114还包括处理电路120、检测器控制器122、床位位置控制器124和kV放射控制器126，每一个都被编程和配置为实现本文进一步描述的一个或多个功能。一个或多个成像(kV)放射源110在kV放射控制器126的控制下选择性地发出相对低能量的x射线成像放射，该成像放射被一个或多个检测器112捕获到。一个或多个检测器112可以捕获来自MV源108的高能量x射线治疗放射，该放射已通过目标体积传播。

每个kV放射源110和MV放射源108相对于IGRT***104和/或治疗室的(x，y，z)坐标系具有可精确测量和/或可精确确定的几何形状，因为它们是动态可移动的。

床位***130可以由床位位置控制器124致动以定位床位TC的位置。在一些实施例中，基于非x射线的位置感测***134使用一种或多种不涉及电离放射的方法(例如，基于光学或基于超声波的方法)感测战略性地附贴到患者的(一个或多个)外部标记的位置和/或移动，和/或感测患者皮肤表面本身的位置和/或移动。IGRT***104还包括操作者工作站116和治疗计划***118。

在通常的临床实践中，对由参考成像***102生成的采集之前的治疗计划图像或先前的图像数据106执行治疗计划。采集之前的治疗计划图像106通常是高分辨率三维CT图像，其基本上是在患者将经受的一个或多个放射治疗分割之前(例如，提前一到两天)采集的。如图3中通过用于采集之前的治疗计划图像106的(i，j，k)坐标系(其与为IGRT***104的治疗室示出的(x，y，z)治疗室坐标系不同)的图示所指示的，在治疗计划图像106坐标系和治疗室坐标系之间通常没有预存在的或固有的对准或配准。在治疗计划过程中，医生通常在治疗计划图像内建立坐标系(例如，治疗计划图像106中的i，j，k)，该坐标系在本文中也可以称为计划图像坐标系或计划图像参考系。在计划图像坐标系中制定了放射治疗计划，该计划指定在每个治疗分割期间由MV源108施加的高能量治疗放射束的各种定向、大小、持续时间等。当整个施照和跟踪***(如果存在的话)校准到治疗室坐标系时，将治疗性放射准确地施照到目标需要将计划图像坐标系与治疗室坐标系对准。将理解的是，该对准不需要是精确的，并且还可以理解的是，床位调整或射束施照调整可以用于解决两个坐标系之间的对准中的偏移。

在一个实施例中，紧接在每个治疗分割之前，在经由kV成像放射源110的图像引导下，包括根据下文进一步描述的一个或多个实施例，可以执行基于图像的施照前步骤。例如，患者可以被物理定位或对准，使得计划图像坐标系(例如并且不通过限制的方式，由医生在CT图像或计划图像上创建治疗计划的同时限定)定位到与治疗室坐标系的初始对准中，以下称为初始治疗对准或初始治疗位置。这种对准通常称为患者设置或患者对准。取决于目标体积的位置，目标体积可以在位置和定向上变化和/或由于患者的移动和/或诸如呼吸等生理周期而经历体积变形。如本文中所使用的，术语治疗中的对准变化或治疗中的位置变化用于指代目标体积的当前状态不同于初始治疗对准的位置、定向和/或体积形状的变化。借助治疗计划坐标系和治疗室坐标系之间的已知关系，术语治疗中的对准变化也可以用于指代目标体积的当前状态不同于治疗计划坐标系中的位置、定向或体积形状的变化。更一般地，术语初始治疗对准或初始治疗位置在本文中是指在治疗分割开始时处于患者设置的患者身体部位的特定物理姿势或部署(disposition)(包括位置、定向和体积形状)。

还可以提供基于非x射线的位置感测***134。该基于非x射线的位置感测***134可以包括例如以某种方式附贴到患者胸部上的外部标记，该外部标记响应于呼吸而移动，从而可以精确地确定目标位置。也可以使用其他监测呼吸的机制。还可以使用其他非呼吸位置感测***134，包括例如准静态定位、用于心脏门控的EKG等。***134可以将外部标记的运动与目标运动相关联，如从例如单x射线投射或立体x射线投射确定的目标运动。因此，基于非x射线的位置感测***134可以允许***控制器114监测外部标记运动，使用关联模型来精确地实时(例如，～60Hz)预测目标将被定位在何处，并将治疗束定向到目标。随着移动目标的治疗的进展，可以获得另外的x射线图像，并将其用于验证和更新关联模型。

如本文中所使用的，医学图像的“配准”是指确定出现在那些医学图像中的对应的解剖特征或其他(例如，基准)特征之间的数学关系。配准可以包括但不限于确定一个或多个空间变换，当将其应用于医学图像之一或两者时，将引起对应的解剖特征的重叠。空间变换可以包括刚性体变换和/或可变形变换，并且如果医学图像来自不同的坐标系或参考系，则空间变换可以考虑那些坐标系或参考系中的差异。对于没有使用同一成像***而采集医学图像并且没有同时采集医学图像的情况，配准过程可以包括但不限于确定第一变换以及确定第二变换，该第一变换可以考虑不同成像***的成像模式、成像几何形状和/或参考系之间的差异，该第二变换考虑采集时间之间可能在身体部位中发生的潜在的解剖差异(例如，定位差异、整体移动、身体部位内的不同结构之间的相对移动、整体变形、身体部分内的局部变形等)。

图像的配准可以在参考成像***102和IGRT施照***104之间和/或在从多模式IGRT施照***104的各种模式得出的数据和/或图像之间实现，该***104包括(一个或多个)低能量源110和(一个或多个)高能量源108(以及它们关联的检测器112)。特别地，返回参***10，配准可以在从放射源20、30和检测器24、34得出的数据和/或图像之间实现。

双源***(例如kV-MV)成像(包括在IGRT的背景下)可以克服并解决在这些环境中使用的典型成像***的若干问题和限制。通常，将来自kV子***的数据采集与来自MV子***的数据采集相结合可以产生各种改进。例如，在一些实施例中，kV投射数据可以用于完成MV投射数据，并且MV投射数据可以用于完成kV投射数据(即反之亦然)。在其他实施例中，MV投射数据可以用于ROI kV成像。在其他实施例中，来自两种模式的数据可以用于彼此互补。该方法对于肥胖患者的扫描、ROI成像等是重要的，以改善图像质量(例如，减少x射线散射并因此增强软组织对比度)。

在一个实施例中，例如，使用主成像***获取的对应于目标ROI的投射数据可以与使用辅成像***获取的对应于主成像***的扫描FOV之外的区域的附加投射数据进行组合。在一个实施例中，然后来自辅成像***的投射数据可以用于估计主成像***的扫描FOV之外丢失的或不完整的数据，这对于图像重建是必需的。例如，对于肥胖患者的扫描，MV子***可以用于获取患者的中心区域(其被横向截断)，而kV子***可以用于获取患者的***区域。然后，kV投射数据可以用于帮助估计丢失的MV投射数据，以改善图像重建的质量。

下面将详细讨论其他几个示例性实施例。这些实施例中的每一个可以使用一个或多个示例性扫描配置。

在一个实施例中，图4示出了示例性多模式扫描配置400的图示。观察环形门架410的正面，图4示出了安装到环形门架410的高能量放射源420(例如，MV)和低能量放射源430(例如，kV)。放射源420、430被示出为彼此正交地安装，但是其他实施例可以包括其他角度关系以及附加的放射源和/或检测器。高能量放射源420被示为经过准直器或射束成形器426投射放射，以产生投射到检测器424的一部分上的放射束422。在这种配置中，高能量放射源420具有经轴FOV 428。低能量放射源430被示为经过射束成形器436投射放射，以产生投射到检测器434的一部分上的放射束432。在这种配置中，低能量放射源430具有经轴FOV438。检测器434被示为在其范围435内居中。以这种方式，放射源420、430将使放射投射经过重叠的经轴FOV。在该实施例中，多模式扫描配置400示出了，与低能量FOV 438相比，高能量FOV 428具有更大的经轴FOV。

在另一个实施例中，图5示出了另一个示例性多模式扫描配置500的图示。观察环形门架410的正面，图5还示出了正交地安装到环形门架410的高能量放射源420和低能量放射源430。高能量放射源420被示为经过射束成形器526投射放射，以产生投射到检测器524上的放射束522。在这种配置中，高能量放射源420具有经轴FOV 528。低能量放射源430被示为经过射束成形器536投射放射，以产生投射到偏移检测器534上的放射束532。在这种配置中，在至少180度旋转的情况下，低能量放射源430具有经轴FOV538。以这种方式，放射源420、430还将使放射投射经过重叠的经轴FOV。在该实施例中，多模式扫描配置500示出了，与高能量FOV 528相比，低能量FOV 538具有更大的经轴FOV。

在这些和其他实施例中，多模式***可以由两个或更多个子成像***(例如，MV(例如，MVCT)和kV(例如，kVCT))组成。MV成像***由MV放射源(例如，420)和MV放射检测器(例如，424)组成，而kV成像***由kV放射源(例如，430)和kV放射检测器(例如，434)组成。相应的射束成形器(例如426和/或436)也可以被包括在子***中。MV和kV成像***不一定共面。例如，可以允许两个子***之间的小的纵向距离。kV***与MV***相隔约90度。

在一些实施例中，MV检测器可以是固定的，从而导致固定的扫描FOV，而kV检测器沿着门架平面中的线是可平移的，使得kV成像***的对应的扫描FOV是灵活的，如以上图4-5所示。这种灵活的扫描FOV可以通过可致动的射束成形器来实现，以避免对患者的不必要的x射线剂量。该***还可以包括其他的患者之前和患者之后的过滤器。

各种因素，包括例如射束成形器配置、放射源角度、检测器位置等，可用于控制放射源的相应的FOV(例如，经轴FOV和轴向FOV)。在一些实施例中，放射源420、430可以沿纵向方向(沿y轴)物理偏移，并且可以在不同时间扫描患者(时间上的偏移)。

在一个实施例中，图6示出了示例性多模式扫描配置600的图示，该示例性多模式扫描配置600在经轴平面615中投射通过示例性大型患者605。该实施例可适用于对延伸超过MV***的经轴FOV的大型患者进行成像和/或减少对患者的x射线剂量。观察环形门架610的正面，图6示出了正交地安装到环形门架610的MV放射源620和kV放射源630。

MV放射源620被示为经过射束成形器626投射放射，以产生投射到检测器624上的放射束622。在这种配置中，MV放射源620具有以628为边界的中心区域627内的经轴FOV。

kV放射源630被示为经过射束成形器636投射放射，以产生投射到偏移检测器634上的放射束632。平板检测器634被示为在其范围635内偏移并且具有未暴露区633(这归因于射束成形器636)。在这种配置中，在至少180度旋转的情况下，kV放射源630具有在由638和639界定的***区域637中的经轴FOV。

以这种方式，放射源620、630将使放射投射经过相邻或重叠的经轴FOV(即，中心区域627和***区域637重叠的位置)。在一些实施例中，可以使用领结式过滤器(bowtiefilter)(未示出)以使检测器634能够具有更大的动态范围。

图7通过放射***的叠加视图示出了示例性多模式扫描配置600的另一个图示，该示例性多模式扫描配置600在轴向(纵向)平面715中投射经过示例性大型患者605。观察环形门架(未示出)的侧面，图7示出了在同一轴向平面715中旋转并叠加的MV放射源620和kV放射源630的位置。放射源620、630不必安装在同一平面中，并且通常不会彼此相抵靠地安装(例如，它们可以相隔90度安装到门架***上)，但在图7中被示出为叠加的，以示出其相应的视图和特征的示例性重叠。其他实施例可以包括其他角度关系以及附加的放射源和/或检测器。

MV放射源620被示为经过射束成形器626投射放射，以产生投射到检测器624上的放射束622。在这种配置中，MV放射源620具有轴向FOV 727。kV放射源630被示为经过射束成形器636投射放射，以产生投射到检测器634的一部分上的放射束632。在这种配置中，kV放射源630具有轴向FOV737。检测器634被示出为具有阴影区域633，该阴影区域633被射束成形器636阻挡以免受直接放射。检测器可以在轴向方向和/或经轴方向上具有阴影区域。以这种方式，放射源620、630将使放射投射经过重叠的轴向FOV。

图8示出了图7中所示的轴向平面715的放大部分800。放射束622、632被示为穿过患者605。MV***轴向FOV区域727由828界定，而kV***轴向FOV区域737由838界定，从而提供重叠的成像数据。在这里，kV***轴向FOV 737提供了超出MV***轴向FOV 727的成像数据，如区域840所示。

如上所述，该配置可以被设计用于大视场(LFOV)MV成像，包括用于大或肥胖患者的成像。它可以同时使用多模式***的MV子***和kV子***。在一个实施例中，如图6的经轴平面615所示，MV***用于获取与被扫描患者605的中心区域627相对应的投射数据。由于患者605的大尺寸和MV检测器624的有限的经轴FOV628，MV投射数据被截断了。kV***用于获取与被扫描患者605的***区域637相对应的投射数据。kV投射数据也在边界639内被截断了，该边界639在中心区域627的边界628内。要求kV和MV投射数据在同一角度位置存在重叠(它们可能对应于不同的时间)。在图7-8中还沿轴向(纵向)方向示出了两个子***的设计。

以下流程图和框图示出了与上述多模式放射***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9是描绘组合来自多个放射模式(诸如上述那些)的扫描数据以使用kV投射数据近似***区域中丢失的MV投射数据的示例性方法900的流程图。在步骤910处，方法900确定扫描配置，包括用于多模式***的每个模式的扫描设计。在步骤920处，执行中心区域的MV扫描。在步骤930处，执行***区域的kV扫描。如上所述，相应的扫描产生MV扫描数据922(在***区域中被截断)和kV扫描数据932(在中心区域被截断)。接下来，在步骤940处，方法900利用或组合kV扫描数据932以完成MV扫描数据922，以形成完整的MV投射或非截断的MV数据942。然后，在步骤950处，方法900处理非截断的MV数据942，例如用于重建MV图像。在步骤960处，可以输出重建的MV图像。

在另一个实施例中，图10示出了在经轴平面1015中投射经过示例性患者1005的示例性多模式扫描配置1000的图示。该实施例可适用于成像以减少对患者的x射线剂量，减小x射线散射，和/或改善kV图像质量(特别是例如在软组织可见性方面)。观察环形门架1010的正面，图10示出了正交地安装到环形门架1010的MV放射源1020和kV放射源1030。

MV放射源1020被示为经过射束成形器1026投射放射，以产生投射到检测器1024上的放射束1022。检测器1024被示出为具有阴影区域1023，该阴影区域1023被射束成形器1026阻挡以免受直接放射。在这种配置中，MV放射源1020具有以1028和1029为边界的中间区域1027内的经轴FOV。图11示出了示例性多模式扫描配置1000的MV子***1100的图示。

kV放射源1030被示为经过具有两个孔径的射束成形器1036投射放射，以产生投射到偏移检测器部分1034和1044上的(一个或多个)放射束1032。平板检测器634被示为在其范围635内偏移并且具有未暴露区1033(这归因于射束成形器1036)。在这种配置中，kV放射源630具有在相对于关注点的至少180度旋转的情况下在由1038和1039界定的***区域1037中的且在由1048界定的中心区域1047中的经轴FOV。在一些实施例中，中心区域1047可以包括患者的目标区域。图12示出了示例性多模式扫描配置1000的kV子***1200的图示。尽管该实施例包括kV中心区域1047和kV***区域两者，但是其他实施例不需要两者都包括。例如，另一个实施例仅包括中心区域1047(具有一个kV孔径)。

以这种方式，放射源1020、1030将使放射投射经过相邻或重叠的经轴FOV(即，MV中间区域1027与kV***区域1037和kV中心区域1047重叠的位置)。图13在叠加视图1300中示出了由多模式扫描配置1000创建的MV FOV中间区域1027以及kV FOV***区域1037和中心区域1047的图示。具体地，MV FOV中间区域1027和kV FOV中心区域1047在区域1310(阴影)处重叠，并且MV FOV中间区域1027和kV FOV***区域1037在区域1312(阴影)处重叠。

如上所述，该配置可以被设计用于kV关注区域(ROI)成像，包括用于减少x射线剂量，减少x射线散射和/或改善kV图像质量。在其他实施例中，类似的配置可以用于MV ROI成像。它可以使用多模式***的MV子***和kV子***二者。在一个实施例中，如图10和12的经轴平面1015中所示，kV子***1200提供两个扫描FOV 1037、1047。中心区域1047位于中心，而***区域1037为位于***的甜甜圈形状。中心区域1047可以是患者的目标ROI，而***区域1037可以用于辅助目的。两个扫描FOV 1037、1047不连接，并因此丢失了精确的图像重建所需的两个扫描FOV 1037、1047之间的投射数据。在一个实施例中，那些丢失的kV数据的估计可以经由例如插值而基于可用的kV投射数据。***区域1037的kV投射数据对于丢失数据的该估计很重要，因为它将提供患者的范围信息。然而，如上所述，在又一个简化的ROI实施例中，不使用***区域1037。

在该实施例中，对应于***扫描FOV 1037的kV射束成形器1036部分可以适应于患者形状以节省剂量(并且可能涉及使用先前的CT数据)。取决于应用，可能需要或可能不需要MV投射数据。在一个实施例中，如图10和11的经轴平面1015所示，MV子***1100可以提供扫描FOV 1027中的投射数据，该扫描FOV可以补偿或补充kV扫描FOV 1037、1047，使得其将提供用于更好的kV数据完成的信息。注意，可能涉及领结式过滤器，以使得平板检测器能够具有更大的动态范围。

图14是描绘组合来自多个放射模式(诸如上面所述的那些)的扫描数据以使用MV投射数据近似中间区域中丢失的kV投射数据的示例性方法1400的流程图。在步骤1410处，方法1400确定扫描配置，包括用于多模式***的每个模式的扫描设计。在步骤1420处，执行中间区域的MV扫描。在步骤1430处，执行***区域的kV扫描(如果实施例包括有***区域)。在步骤1440处，执行中心区域的kV扫描。如上所述，相应的扫描产生MV中间扫描数据1422(在***区域和中心区域中被截断)、kV***扫描数据1432(在中间区域中被截断)以及kV中心扫描数据1442(在中间区域中被截断)。丢失在kV***区域和中心区域之间的KV投射数据。接下来，在步骤1450处，方法1500利用或组合MV扫描数据1422以完成kV扫描数据1432、1442，以形成完整的kV投射或非截断的kV数据1452。除了使用MV扫描数据1422之外或作为使用MV扫描数据1422的代替，步骤1450还可以包括(例如，通过MV扫描数据1422进行优化后的)kV扫描数据1432、1442、先前的CT数据(pCT)(如果可用的话)等的内插。步骤1450也可以涉及配准、面元重置(rebinning)和/或其他过程(例如，衰减常数归一化、散射校正、缩放等)。在没有kV***扫描1430的实施例中，kV数据1432不可用并且不被使用。然后，在步骤1460处，方法1400处理非截断的kV数据1452，例如以重建kV图像。在步骤1470处，可以输出重建的kV图像。

在MV扫描数据1422(例如，经由步骤1420)和/或pCT数据可用的实施例中，使用那些数据可以改善步骤1450处的丢失的kV数据的估计。估计的数据的使用可以主要针对参与重建的全局过滤操作者。在一些实施例中，可以建议仅在ROI区域中执行图像重建。

如上所述，在一些实施例中，对应于kV***扫描FOV 1037的射束成形器1036部分可以适应于遵循(follow)患者的形状以进一步减少患者的剂量。可以例如通过pCT、侦察视图、来自投射的自适应反馈等来估计患者的粗略形状。在一些实施例中，对应于中心扫描FOV 1047的射束成形器1036部分可以适应于非中心ROI以提供ROI选择的灵活性。其他实施例可以采用两种自适应技术的组合。

MV子***1100可以用于提供具有位于kV***扫描FOV 1037和中心扫描FOV 1047之间的扫描FOV 1027的散射-和/或-剂量减少的扫描1420，以提供丢失的kV投射数据的更准确的估计。该过程(例如，在步骤1450处)可以涉及MV数据和kV数据之间的配准、面元重置和/或映射。可用的pCT数据可用于提高丢失的kV投射数据的估计准确度。该过程(例如，在步骤1450处)可以涉及pCT和kV数据之间的配准、面元重置和/或映射。

在另一个实施例中，图15通过放射***的叠加视图示出了示例性多模式扫描配置1500的图示，该示例性多模式扫描配置1500在轴向(纵向)平面1515中投射经过示例性患者1505。该实施例可以适用于可缩放的FOV(SFOV)双能量成像，其提供了多种选择，包括例如用于IGRT的SFOV配置。该实施例是可缩放的经轴FOV和可缩放的轴向FOV二者的示例。通常，较宽的kV轴向FOV可以允许在有限的像元尺寸上对MV投射进行更好的建模。这对于宽的单行MV检测器可能很重要，以提高多模式图像的切片厚度。观看环形门架(未示出)的侧面，图15示出了在同一轴向平面1515中旋转并叠加的MV放射源1520和kV放射源1530的位置。放射源1520、1530不必安装在同一平面中，并且通常不会彼此相抵靠地安装(例如，它们可以相隔90度安装到门架上)，但在图15中示出为叠加的，以示出其相应的视图和特征的示例性重叠。其他实施例可以包括其他角度关系以及附加的放射源和/或检测器。

MV放射源1520被示为经过射束成形器1526投射放射，以产生投射到检测器1524上的放射束1522。在这种配置中，MV放射源1520具有由1528界定的处于角位置λ的轴向FOV1527。在先前的旋转过程中，标记为1520′的MV放射源在角位置λ-2π弧度(一个完整绕转的差)具有由1528′界定的相邻的轴向FOV 1527′。在随后的旋转过程中，标记为1520″的MV放射源再角位置λ+2π弧度具有由1528″界定的相邻的轴向FOV 1527″。撇号(′)用于表示***的组件与其非撇号或其他撇号形式或位置相比已经移动或改变了。例如，“1520”、“1520′”和“1520″”都指代MV放射源1520，但是在不同的角位置处。

kV放射源1530被示为经过射束成形器1536投射放射，以产生投射到检测器1534的一部分上的放射束1532。在这种配置中，kV放射源1530具有由1538界定的轴向FOV 1537。检测器1534被示出为具有阴影区域1533，该阴影区域1533被射束成形器1536阻挡以免受直接放射。检测器可以在轴向和/或经轴方向上具有阴影区域。

以这种方式，放射源1520、1530将使放射投射经过重叠的轴向FOV(例如，轴向MVFOV 1527′+1527+1527″＝轴向kV FOV 1537)。在该实施例中，MV放射源1520需要三次绕转，而kV放射源需要一次绕转以累积相同的轴向FOV宽度。如上所述，图15中的放射源1520、1530的叠加视图仅用于说明目的。kV和MV子***可以在不同的时间到达所示的角位置。同样，在该角位置处，它们可以具有不同的纵向位置。kV子***提供的纵向扫描FOV 1537比MV子***FOV 1527大得多，该MV子***FOV 1527为kV子***提供了额外的时间来完成较大的平面中(经轴)扫描FOV，例如在多次旋转过程中，如下所述。

图16和图17示出了多模式扫描配置1500在不同旋转过程中在经轴平面1615中投射经过示例性患者1505期间示例性kV放射源1530的图示。

观察环形门架1610的正面，图16示出了在旋转A期间安装到环形门架1610的kV放射源1530。kV放射源1530被示为经过射束成形器1536投射放射，以产生投射到偏移检测器1534上的放射束1532。平板检测器1534被示为在其范围1635内偏移并且具有未暴露区1533(这归因于射束成形器1536)。检测器可以在轴向方向和/或经轴方向上具有阴影区域。在这种配置中，在旋转A期间，在至少360度旋转的情况下，kV放射源1530具有在由1538和1539界定的***区域1537中的经轴FOV。

图17示出了在旋转B期间安装到环形门架1610的kV放射源1530。kV放射源1530被示为经过过射束成形器1536′投射放射，以产生投射到偏移检测器1534′上的放射束1532′。平板检测器1534′被示为在其范围1635内偏移并且具有未暴露区1533′(这归因于射束成形器1536′)。在这种配置中，在旋转B期间，kV放射源1530具有在由1538′界定的中心区域1537′中的经轴FOV。中心区域1537′可以对应于患者1505的目标ROI。在目标ROI远离等中心点的实施例中，将需要射束成形器1536′的动态准直。

以这种方式，放射源1530将使放射投射经过相邻或重叠的经轴FOV(即，***区域1537和中心区域1537′重叠的位置)。***kV扫描FOV 1537(甜甜圈形状)对应于偏心检测器位置1534，而中心kV扫描FOV 1537′(盘状)对应于中心检测器位置1534′。两个kV扫描FOV1537、1537′的并集产生完整且大的kV扫描FOV。在该实施例中，在旋转A和B期间，kV的经轴FOV 1537、1537′分别在区域1810处重叠，如图18的叠加视图1800所示。在不同的实施例中，当射束成形器1536在投射到患者1505的经轴平面1615中的***区域1537和中心区域1537′之间过渡时，kV放射源1530可以打开或关闭。

在旋转A和B期间，图16和图17中所示的经轴视图1615、1615′可以与图15中所示的各个角位置(λ-2π、λ和λ+2π)处的轴向视图1515一致。FOV具有时间上一致的轴向和经轴特性，这些特性在图的不同视图中分别示出。例如，kV放射源1530FOV 1537在各个绕转期间同时包括图15中所示的轴向特性以及图16和17中所示的经轴特性。

在该实施例中，kV检测器1534在纵向方向上可以比MV检测器1524大得多(例如，如图15所示)。通过使用比MV扫描FOV 1527大得多的纵向kV扫描FOV 1537，kV子***有更多的时间来提供更大的平面中的(经轴)扫描FOV。

在一些实施例中，关键设计参数可以是被照射的kV检测器1534应该比较小的MV检测器1524大多少。例如，令H为在等中心点处的MV检测器宽度。令sH为等中心点处的被照射的kV检测器宽度，其中，s为大于1的标量。在一个实施例中，确定s值的标准为：在任何旋转角度下，1)在目标平面中的扫描FOV内、且2)MV放射源1520可见的任何点应在任何方位角处至少被kV放射源1530看到一次。可以通过移动kV检测器1534和使用动态射束成形器1536的组合来实现该要求。在该实施例中，确保kV检测器1534和kV射束成形器1536二者的移动都是连续的也是很重要的。

图15-18展示了满足该要求的示例性实施例。在该实施例中，轴向(纵向)kV FOV1537大约比轴向MV FOV 1527大3倍。在一个旋转角度(λ)处，如图15所示，对象的当前的被MV照射部分(由边界1528指示)通过上一个旋转(λ-2π)、当前的旋转(λ)和下一个旋转(λ+2π)(分别示出为1528′、1528和1528″)而在相同方位角下可见。在这三个旋转期间，一个旋转(例如，图16中所示的旋转A)专用于具有kV FOV 1537的***kV扫描，另一个旋转(例如，图17中所示的旋转B)专用于具有kV FOV1537′的中心kV扫描。一个旋转的(左)边缘可以用于确保***区域1537和中心区域1537′之间的过渡是平滑的。该配置1500可以用于在同一ROI中提供MV投射数据和kV投射数据两者，从而实现ROI的双能量成像。

在该实施例中，可以不连续地获取图16-18中所示的两个kV扫描FOV1537、1537′。可能需要一段时间才能将检测器从一个位置平移到另一个位置。但是，如上所述，由于kV子***提供的轴向FOV 1537比MV子***FOV1527大得多，所以kV子***可用的附加时间用于在完整轴向MV扫描所需的相同时间段期间完成更大的经轴扫描FOV。例如，在一个实施例中：步骤1-第一全旋转(旋转索引0→1.0)，第一kV扫描全旋转(例如，图17中所示的旋转B，其中，kV射束成形器聚焦在中心经轴FOV上)可以与第一MV扫描全旋转(例如，图15中所示的λ-2π旋转)一致；步骤2-下个半个旋转(旋转索引1.0→1.5)，将kV射束成形器和/或kV检测器平移到***经轴区域可以与第二MV扫描旋转的前半部分(例如，图15中所示的λ旋转的前半部分)一致；步骤3-下个全旋转(旋转索引1.5→2.5)，第二kV扫描全旋转(例如，图16中所示的旋转A，其中kV射束成形器聚焦在***经轴FOV上)可以与第二MV扫描旋转的后半部分(例如，图15中所示的λ旋转的后半部分)和第三MV扫描旋转的前半部分(例如，图15中所示的λ+2π旋转的前半部分)一致；步骤4-下半个旋转(旋转索引2.5→3.0)，将kV射束成形器和/或kV检测器平移回中心经轴区域可以与第三MV扫描旋转的后半部分(例如，图15中所示的λ+2π旋转的后半部分)一致。这四个步骤可以作为循环重复进行。以这种方式，可以在重叠的时间段内(例如，在三个完整的旋转期间)从双能量源1520、1530获得完整的轴向覆盖和经轴覆盖。如上所述，归因于放射源1520、1530在环形门架1610内的安装位置，同一区域的kV和MV扫描的时间可能有所偏移。

图19是描绘组合来自多个放射模式的扫描数据(例如，上面描述的那些)以基于来自另一个模式的对应的投射数据来近似丢失的MV和/或kV投射数据的示例性方法1900的流程图。在步骤1910处，方法1900确定扫描配置，包括用于多模式***的每个模式的扫描设计。在步骤1920处，执行中心区域的示例性MV扫描。在步骤1930处，执行***区域的示例性kV扫描。如上所述，相应的扫描产生MV扫描数据1922(其可以在***区域中被截断)和kV扫描数据1932(其可以在中心区域中被截断)。

在步骤1940处，方法1900确定MV扫描数据1922是否丢失投射数据。如果是，则在步骤1950处，方法1900利用或组合kV扫描数据1932以完成(例如，估计)MV扫描数据1922，以形成完整的MV投射或非截断的MV数据1952。如果MV扫描数据1922没有丢失投射数据，则MV扫描数据1922是非截断的MV数据1952。然后，在步骤1970处，方法1900处理非截断的MV数据1952，例如以重建MV图像。在步骤1972处，可以输出重建的MV图像。

在步骤1945处，方法1900确定kV扫描数据1932是否丢失投射数据。如果是，则在步骤1960处，方法1900利用或组合MV扫描数据1922以完成(例如，估计)kV扫描数据1932以形成完整的kV投射或非截断的kV数据1962。如果kV扫描数据1932没有丢失投射数据，则kV扫描数据1932是非截断的kV数据1962。然后，在步骤1980处，方法1900处理非截断的kV数据1962，例如，以重建kV图像。在步骤1982处，可以输出重建的kV图像。方法步骤1950和/或1960期间的数据可以涉及如上所述的配准、面元重置、映射和/或其他过程。

方法1900还可以包括步骤1990，其利用材料去补偿引擎将重建的图像分解为基础材料(basis materials)。在一个实施例中，(一个或多个)输出图像用于在kV放射源和MV放射源的经轴FOV的重叠区域内的材料分解，从而产生基础材料图像。然后，在步骤1995处，可以输出基础材料的图像。

尽管已经描述了特定实施例，但是应当理解，在其他实施例中，经轴FOV和轴向FOV两者以各种组合对于多模式***的每个放射源都是可缩放的。(即，多模式***的每个模式可以具有可缩放的经轴FOV和/或轴向FOV。)在一些实施例中，相同和/或不同模式的FOV可以是相同的(例如，经轴和/或轴向)。在另外的实施例中，FOV可以是相邻的但不重叠，可以在它们之间具有间隔，可以被联合为使得一个FOV在另一个FOV之内而没有重叠等，以及它们的组合。

在一些实施例中，一个或多个放射源可以被用于稀疏数据，可以利用不同的分辨率、速度、轨迹、频率、功率水平、剂量、FOV等。在任何情况下，来自两个或更多个放射模式的数据可以结合使用以改善图像质量、速度、剂量、工作流程、治疗准确度/精度等。

在各种实施例中，上述以及以下描述的示例性扫描配置(例如，400、500、600、1000、1500)和方法(例如，900、1400、1900)可以使用多模式设备10来实现，包括通过放射治疗环境300。

在一些实施例中，扫描配置包括螺旋扫描轨迹。螺旋扇形射束MV CT(MVCT)采集几何结构可以提供几个优点，包括例如宽的横向视图(例如，等中心点处约40cm)，能够提供足够的数据以进行精确且稳定的图像重建，以及降低投射图像中的散射分率(scatterfraction)。这些特征可以提高临床最先进的锥形束MVCT上重建的图像的质量。特别地，例如，这些优点的来源是扇形准直的MV治疗/成像束，以及MV源和检测器被安装在能够从所有方向成像的连续旋转滑环***上的事实，如上所述。在操作中，该***(例如，设备10)可以在超过2π的弧度上连续成像，从而相对于平移床位上的患者在螺旋轨迹中移动源和检测器，而无需停下来解绕线缆或依靠非典型成像轨迹。

在各种实施例中，多模式设备10可以包括N元组源和检测器CT***(其中，N个源和N个或其他数量的检测器被定位成使得它们相应的投射图像数据可以同时被获取)，其中，源提供多个-有能量的(例如，低能量和高能量)投射数据。将扇形射束成像几何形状(例如，使用螺旋扫描轨迹)与同时的多个有能量的kV/MV成像装置结合使用产生了本文所述的优点。如上所述，典型的现有***限于单独地用于kV源或MV源的锥形射束成像几何结构，与扇形射束成像几何结构相比，它们具有明显的缺点。

在各种实施例中，可以在同时的CT重建中获取高能量MV扇形射束投射和低能量kV扇形射束或锥形射束投射。在一些实施例中，MV投射可用作修正kVCT的伪像的先验信息，或在用于定量成像和材料分离的双能量CT重建中使用。此外，多叶准直器(MLC)调制的MV投射数据在治疗过程中始终可用，并且可以在放疗施照的同时在kVCT重建中被利用。从双能量重建获得的电子密度图像可以被用于在线和离线剂量测定应用两者中。

在一些实施例中，可以基于优选的工作流程同时或以交错的方式执行以上方法。例如，可以执行多模式扫描，并且将所得到的扫描数据用于上述各种特征和益处中的两个或更多个。

当在投射领域中使用上述设备和方法时，可以将其应用于每个投射视图，其中，每个投射视图是平面图像。各种实施例可以利用不同的扫描几何形状、检测器定位(包括偏移检测器)和/或射束成形器窗口形状。

如上所述，公开的技术的各方面可以在利用多模式放射源的放射疗法装置和方法中使用，该多模式放射源包括集成的低能量(例如，kV)源和高能量(例如，MV)源，以与IGRT结合使用或作为IGRT的一部分使用。根据一个实施例，图像采集方法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门架孔的纵向移动)或圆形扫描，以及快速滑环旋转，例如以在放射疗法施照平台上提供kV CT成像。

在一些实施例中，将理解到，与多次射束旋转相关联以完成体积图像的任何潜在的增加的扫描时间可以通过高kV帧速率、高门架速率和/或稀疏数据重建技术来减轻或以其他方式抵消。还将认识到，上述提供的可选择性地控制的准直器/射束成形器允许在其中用户可以根据特定的应用和/或临床需要进行权衡或以其他方式改变图像采集时间与图像质量的关系的***。还应当理解，放射疗法施照装置可以被控制以提供具有快速图像采集时间(例如，用于运动跟踪)的半旋转或单旋转锥形束CT扫描(由于散射而可能降低图像质量)，以及通过窄/狭缝扇形射束的圆形或连续螺旋采集，其具有更长的采集时间但由于散射减少而提高了图像质量。一个或多个优化过程也可应用于所有上述实施例以确定扫描设计、确定射束定位、确定读取范围、估计散射等。

图20是描绘使用放射疗法装置(包括例如多模式设备10)的IGRT的示例性方法2000的流程图。先前的数据2005可以包括患者的图像(例如，先前的图像，其可以是先前采集的计划图像，包括先前的CT图像)、治疗计划、体模信息、模型、先验信息等。在一些实施例中，先前的数据2005由相同的放射疗法装置但是在更早的时间生成。在步骤2010处，使用放射源(例如，来自多模式设备10的源30的kV放射和/或来自多模式设备10的源20的MV放射)执行患者的成像。在各种实施例中，成像包括具有扇形射束或锥形射束几何形状的螺旋或圆形扫描。步骤2010可以使用上述技术产生(一个或多个)高质量(HQ)图像或成像/扫描数据2015。在一些实施例中，可以调整图像质量以优化图像质量/分辨率与剂量之间的平衡。换句话说，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2010还包括图像处理2020，以基于成像/扫描数据2015(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2020被示出为成像步骤2010的一部分，但是在一些实施例中，图像处理步骤2020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2030处，至少部分地基于来自步骤2010的成像/扫描数据2015，来执行下面讨论的一个或多个基于图像的施照前步骤。如下面更详细地讨论，步骤2030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，基于图像的施照前步骤(2030)在放疗施照(2040)之前可能需要更多的成像(2010)。步骤2030可以包括作为自适应放射疗法例程的一部分的基于成像数据2015来适应治疗计划。在一些实施例中，基于图像的施照前步骤2030可以包括实时治疗计划。如上所述，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性放射激活技术(同时、重叠和/或交替)中的任何一种或全部。

接下来，在步骤2040处，使用高能量放射源(例如，来自放射源20的MV放射)执行治疗性放疗施照。步骤2040根据治疗计划向患者施照放疗剂量2045。在一些实施例中，IGRT方法2000可以包括返回到步骤2010，从而以各种间隔(例如，各分割之间的间隔)进行附加的成像，随后根据需要进行基于图像的施照前步骤(2030)和/或放疗施照(2040)。以这种方式，可以在IGRT期间使用能够进行自适应疗法的一个设备10来产生和利用高质量的成像数据2015。如上所述，步骤2010、2030和/或2040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)将高度适形的剂量分布施照给目标体积；(ii)在每个治疗分割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分割的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/或跟踪分割治疗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21是描绘了可以与以上步骤2030相关联的示例性的基于图像的施照前步骤/选项的框图2100。将理解的是，在不脱离本发明的范围的情况下，上述多模式设备10(例如，作为放射疗法装置的一部分)可以生成可按照多种方式使用的低能量(例如，kV)图像和高能量(例如，MV)图像，包括用于基于图像的施照前步骤(2030)的图像。例如，由放射疗法装置生成的图像2015可以用于在治疗之前设置或对准患者(2110)。患者对准可以包括将当前的成像数据2015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。患者对准还可以包括关于患者相对于放射源的物理位置的反馈，以验证患者是否物理地在施照***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。下面描述示例性的患者对准过程。

由多模式设备10生成的图像也可以用于治疗规划或重新计划(2120)。在各种实施例中，步骤2120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2015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2015的高质量(由多模式设备10在步骤2010处生成)，所以成像数据2015可以用于治疗规划或重新计划(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，由多模式设备10生成的图像可以用于计算成像剂量(2130)，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，由多模式设备10生成的图像可以用于计算放疗剂量(2140)，该放疗剂量可以用于正在进行的对患者的总剂量的确定和/或可以被包括作为治疗规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(2150)和/或其他治疗(2160)参数或计划相结合地使用由多模式设备10生成的图像，例如包括作为自适应疗法和/或治疗计划生成的一部分。根据另一个示例性用例，由多模式设备10生成的图像可以与自适应疗法监测(2170)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，基于图像的施照前步骤(2030)并非互斥的。例如，在各种实施例中，计算放疗剂量(2140)本身可以是一个步骤和/或可以是自适应治疗监测(2170)和/或治疗计划(2120)的一部分。在各种实施例中，基于图像的施照前步骤(2030)可以自动地和/或在人类的参与下人工地执行。

图22是描绘了可在成像(2010)和/或随后的基于图像的施照前步骤(2030)期间使用的示例性数据源的框图2200。检测器数据2210表示由放射检测器(例如，24、34)接收到的数据。投射数据2220是由入射在准直射束区(上文称为有效区)中的放射生成的数据。半影数据2230是由入射在半影区中的放射生成的数据。散射数据2240是由入射在如上所述的半影区外部的***区中的放射和/或如上所述所确定的散射生成的数据。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2230和/或散射数据2240可以被用来改善由成像步骤2010生成的图像的质量。在一些实施例中，半影数据2230和/或散射数据2240可以与投射数据2220组合和/或可以根据适用的成像设置2250、治疗设置2260(例如，如果同时成像和治疗性放射的话)以及在检测器(例如，24、34)处收集数据时与多模式设备10相关联的任何其它数据2270而被分析。在其他实施例中，该数据可以用于治疗计划步骤2030。

图23和图24描绘了成像2010、基于图像的施照前步骤2030和放疗施照2040用例的示例性实施例，包括与在IGRT期间使用多模式设备10进行机载成像(on-board imaging)相关联的各种前向和反馈序列的示例，包括使用上述方法。

图23是描绘使用放射疗法装置(包括例如，多模式设备10)的包括患者设置或对准的示例性方法2300的流程图。先前的数据2305可以包括患者的图像(例如，先前的图像，其可以是先前采集的计划图像，包括如上所述的先前的CT图像)。在一些实施例中，先前的数据2305由相同的放射疗法装置但是在更早的时间生成。在步骤2310处，可以执行患者的初始或初步对准。然后，在步骤2320处，使用多模式设备10的低能量和/或高能量放射源(例如，来自源30的kV放射和/或来自源20的MV放射)执行机载成像扫描，包括例如如上述步骤2010中所描述的。在各种实施例中，机载成像包括利用扇形射束或锥形射束几何形状的螺旋或圆形扫描。步骤2320使用上述技术产生在线成像/扫描数据2330。成像步骤2320还可以包括图像处理以基于成像/扫描数据2330(例如，根据上述方法)来生成患者图像，包括例如上面的框2020中所描述的。

接下来，步骤2340至少部分地基于在线扫描数据2330来确定是否需要对准校正，包括例如上面的框2110中所描述的。如果需要对准校正或调整，则方法2300进行到至少部分地基于在线扫描数据2330进行对准校正的步骤2350。然后，在对准校正之后，该方法可以返回到进行附加的成像以作为确认或进一步细化循环的步骤2320。如果从步骤2340开始不需要对准校正或调整，则方法2300进行到进行放疗施照的步骤2360。然后，在治疗之后，方法2300可以返回到进行附加的成像作为确认或进一步细化循环的步骤2320。

图24是描绘了使用放射疗法装置(包括例如多模式设备10)包括自适应IGRT的示例性方法2400的流程图。先前的治疗计划2405可以包括治疗计划以及患者的图像(例如，先前的图像，其可以是先前采集的计划图像，包括先前的CT图像，如上所讨论的)、体模信息、模型、先验信息等。在一些实施例中，先前的数据2405由相同的放射疗法装置但是在更早的时间生成。在步骤2410处，例如基于先前的治疗计划和任何附加信息可以采用初始或初步的治疗计划。然后，在步骤2420处，使用多模式设备10的低能量和/或高能量放射源(例如，来自源30的kV放射和/或来自源20的MV放射)执行机载成像扫描，包括例如如上述步骤2010中所述的。在各种实施例中，机载成像包括具有扇形射束或锥形射束几何形状的螺旋或圆形扫描。步骤2420使用上述技术产生在线成像/扫描数据2430。成像步骤2420还可以包括图像处理以基于成像/扫描数据2430(例如，根据上述方法)来生成患者图像，包括例如以上框2020中所描述的。

接下来，步骤2440至少部分地基于在线扫描数据2430来确定是否需要重新计划或调整治疗计划，包括例如上面框2120中所描述的。如果不需要调整或重新计划治疗计划，则方法2400进行到用于放疗施照的步骤2450。如果确实需要调整或重新计划治疗计划，则方法2400进行到至少部分地基于在线扫描数据2430来调整治疗计划的步骤2460。然后，在调整治疗计划之后，该方法可以进行到用于放疗施照的步骤2450。然后，在治疗之后，方法2400可以返回到进行附加的成像以作为确认或进一步细化循环的步骤2420。

在一些实施例中，方法2300、2400和其他方法可以基于优选的工作流程同时或以交错的方式执行。例如，可以执行机载成像扫描并将其用作2320和2420扫描两者，以使用相同的数据同时确认治疗和继续的对准。在其他实施例中，基于优选的工作流程，可以同时或以交错的方式执行两个或更多个基于图像的施照前步骤2030，包括相同的成像数据2015和/或图像处理2020被用于基于图像的施照前步骤2030中的多于一个步骤的情况。

各种其他实施例可以包括在IGRT期间使用多模式设备10进行机载成像的其他用例。例如，图像与计划CT(pCT)“合并”以进行施照分析和/或通过MVCT进行重新计划。在该剂量计算实施例中，kV扫描可以是狭窄的、非常低剂量的“先导(pilot)”束，以发现每个角度下的皮肤-空气界面，使得pCT可以在每个分割时适当地变形为身体轮廓。

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***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 (21)

1.一种多模式成像设备，包括：

可旋转的门架***，其被定位成至少部分地围绕患者支撑物；

第一放射源，其耦接到所述可旋转的门架***，所述第一放射源被配置用于成像放射；

第一射束成形器，其被配置为调整由所述第一放射源发出的第一放射束的形状；

第二放射源，其耦接到所述可旋转的门架***，所述第二放射源被配置用于成像放射或治疗性放射中的至少一个，其中，所述第二放射源包括超过所述第一放射源的能量水平；

第二射束成形器，其被配置为调整由所述第二放射源发出的第二放射束的形状；以及

至少一个放射检测器，其耦接到所述可旋转的门架***，并且被定位成从所述第一放射源或所述第二放射源中的至少一个接收放射；

其中，所述设备在扫描期间从所述第一放射源获取与患者的第一区域相关联的第一测得的投射数据，以及从所述第二放射源获取与所述患者的第二区域相关联的第二测得的投射数据。

2.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一放射源包括高达150keV的千电子伏特峰值光子能量keV，并且所述第二放射源包括1MeV或更大的兆电子伏特峰值光子能量MeV。

3.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第二放射源包括3MeV的峰值能量和约1MeV的平均能量。

4.根据权利要求1所述的设备，还包括数据处理***，其被配置为：

接收所述第一测得的投射数据和所述第二测得的投射数据；以及

组合所述第一测得的投射数据和所述第二测得的投射数据以处理数据或重建所述患者的图像。

5.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一测得的投射数据和所述第二测得的投射数据是同时获取的或者是彼此相差小于或等于50ms获取的。

6.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一区域和所述第二区域彼此重叠。

7.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一测得的投射数据在所述第二区域中被截断，或者所述第二测得的投射数据在所述第一区域中被截断。

8.根据权利要求1所述的设备，其中，所述扫描包括螺旋扫描。

9.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述至少一个放射探测器包括：

第一检测器，其耦接到所述可旋转的门架***，并且被定位成接收来自所述第一放射源的放射；以及

第二检测器，其耦接到所述可旋转的门架***，并且被定位成接收来自所述第二放射源的放射；

所述第二射束成形器和所述第二检测器被配置为使得所述第二放射束在所述患者的经轴平面中投射经过所述第二区域，而在所述患者的经轴平面中不会投射经过所有所述第一区域；

所述第一射束成形器和所述第一检测器被配置为使得所述第一放射束投射经过所述患者的第一区域；以及

在所述第一区域中估计的来自第二放射源的投射数据基于所述第一测得的投射数据。

10.根据权利要求9所述的设备，其中，所述第一区域包括所述患者的外周区域，并且所述第二区域包括所述患者的中心区域。

11.根据权利要求9所述的设备，其中，所述第一放射束和所述第二放射束在所述经轴平面中重叠。

12.根据权利要求9所述的设备，其中，经由所述第二检测器能够得到的最大经轴视场小于所述患者在所述经轴平面中的宽度。

13.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述第一射束成形器包括：

第一孔径，其被配置为使得所述第一放射束经由所述第一孔径在所述患者的经轴平面中投射经过目标区域；以及

第二孔径，其被配置为使得所述第一放射束经由所述第二孔径在所述患者的经轴平面中投射经过***区域；

其中，所述目标区域和所述***区域在所述经轴平面中不重叠；以及

所述至少一个放射检测器包括第一检测器，其耦接到所述可旋转的门架***并且被定位成接收来自所述第一放射源的放射，其中，所述第一检测器处于固定的位置且所述第一检测器的最外边缘在扫描过程中位于最外投射的患者边界的外部。

14.根据权利要求13所述的设备，其中，在所述目标区域和所述***区域之间估计的来自所述第一放射源的投射数据基于所述第二测得的投射数据。

15.根据权利要求14所述的设备，其中：

所述至少一个放射检测器包括第二检测器，其耦接到所述可旋转的门架***并且被定位成接收来自所述第二放射源的放射；以及

所述第二射束成形器和所述第二检测器被配置为使得在所述患者的经轴平面中所述第二放射束投射经过所述目标区域和所述***区域之间的中间区域；

其中，所述中间区域在所述经轴平面中与所述目标区域和所述***区域重叠。

16.根据权利要求1所述的设备，其中：

所述至少一个放射检测器包括第一检测器，其耦接到所述可旋转的门架***并且被定位成接收来自所述第一放射源的放射，其中，所述第一射束成形器和所述第一检测器被配置为在经轴平面中，使得所述第一放射束在扫描期间投射经过所述患者的目标区域的每个点；

其中，对于所述第一放射源的任何角位置，所述患者的目标区域中的任何经轴点是所述第一放射源在任何采样的方位角下能够看见的，并且其中，所述第一射束成形器在扫描期间被动态准直。

17.根据权利要求16所述的设备，其中：

所述第一射束成形器和所述第一检测器被配置为在轴向方向上使得与所述第一放射源相关联的第一轴向视场FOV大于与所述第二放射源相关联的第二轴向视场FOV；

所述第一射束成形器和所述第一检测器被配置为在经轴方向上使得对于所述第一放射源的任何角位置，在与所述第一放射源相关联的第一经轴FOV中并且在与所述第二放射源相关联的第二轴向FOV中的任何点是所述第一放射源在任何采样方位角下能够看见的，

估计的来自所述第二放射源的投射数据基于当所述患者的投射延伸超过所述第二经轴FOV时的所述第一测得的投射数据；以及

所述图像被用于在所述第一经轴FOV和所述第二经轴FOV的重叠区域内进行材料分解，从而生成基础材料图像。

18.根据权利要求1所述的设备，其中，所述第一放射源耦接到所述可旋转的门架***的第一可旋转门架，并且所述第二放射源耦接到所述可旋转的门架***的第二可旋转门架。

19.一种从多模式成像设备获取投射数据的方法，包括：

从第一放射源接收与患者的第一区域相关联的第一测得的投射数据，所述第一放射源被配置用于成像放射；

从第二放射源接收与所述患者的第二区域相关联的第二测得的投射数据，所述第二放射源被配置用于成像放射或治疗性放射中的至少一个，其中，所述第二放射源包括超过所述第一放射源的能量水平；以及

提供所述第一测得的投射数据和所述第二测得的投射数据以重建所述患者的图像。

20.根据权利要求19所述的方法，其中，所述第一测得的投射数据和所述第二测得的投射数据是同时获取的或者是在彼此相差约50ms内获取的。

21.一种放射疗法施照装置，包括：

可旋转的门架***，其被定位成至少部分地围绕患者支撑物；

第一放射源，其耦接到所述可旋转的门架***，所述第一放射源被配置用于成像放射；

第一射束成形器，其被配置为调整由所述第一放射源发出的第一放射束的形状；

第二放射源，其耦接到所述可旋转的门架***，所述第二放射源被配置用于成像放射或治疗性放射中的至少一个，其中，所述第二放射源包括超过所述第一放射源的能量水平；

第二射束成形器，其被配置为调整由所述第二放射源发出的第二放射束的形状；以及

至少一个放射检测器，其耦接到所述可旋转的门架***并且被定位成从所述第一放射源或所述第二放射源中的至少一个接收放射；以及

数据处理***，其被配置为：

从所述第一放射源接收第一测得的投射数据，以及从所述第二放射源接收第二测得的投射数据；以及

组合所述第一测得的投射数据和所述第二测得的投射数据，以重建用于在线自适应IGRT的图像。

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