Calibration of radiotherapy apparatus

Abstract

Disclosed herein is a computer-implemented method for calibrating an imaging apparatus mounted to a rotatable gantry, wherein the imaging apparatus comprises a detector, and a source of imaging radiation configured to emit imaging radiation in a field of view, the emitted imaging radiation having an imaging radiation axis. The method comprises performing a calibration process which comprises obtaining a first projection image of a calibration phantom positioned at a first position within the field of view, determining a projected location of the calibration phantom in the first projection image, and, based on a distance between the determined projected location of the calibration phantom and one or more pixels in the first projection image representing a crossing point between the detector and the imaging radiation axis when the imaging apparatus is in a preferred configuration, determining a relative angle of rotation, α, between the detector and the source of imaging radiation.

Description

CALIBRATION OF RADIOTHERAPY APPARATUS

[0001] This disclosure relates to a calibration method and associated systems, and in particular to a method for calibrating an imaging apparatus mounted to a rotatable gantry.Background

[0002] Radiotherapy can be described as the use of ionising radiation, such as X-rays, to treat a human or animal body. Radiotherapy is commonly used to treat cancer, for example to treat tumours within the body of a patient or subject. In such treatments, ionising radiation is used to irradiate, and thus destroy or damage, cells which form part of the tumour.

[0003] Modern radiotherapy devices typically comprise a gantry which supports both a source of therapeutic radiation, and an imaging system. The imaging system typically comprises a source of imaging radiation and a detector. The gantry is rotatable such that both the source of therapeutic radiation and the imaging system can be rotated around a patient.

[0004] In a mathematically ‘ideal’ system, the relative distance between each component of the imaging system, as well as every other component mounted to the gantry, is fixed and stable, and the relative orientations of these components does not change. However, in a ‘true’ or ‘real’ system, the relative distances and orientations of the components of the imaging apparatus are not fixed and stable. As the imaging system is rotated by the gantry of the radiotherapy machine, the imaging system, gantry, and the mechanical means via which the imaging system is coupled to the gantry may undergo small mechanical shifting or ‘flexing’ as a function of gantry angle. The flexing of the imaging apparatus components is compounded by other heavy components mounted to the gantry, such as the source of therapeutic radiation, which causes additional flexing of the gantry as a function of gantry rotation angle.

[0005] This flexing presents a problem. If images obtained via the imaging system are to be used to inform the radiation therapy, then an accurate relationship between the images and the alignment of the radiotherapy treatment apparatus must be obtained. A particularly important factor is the location of the isocentre of the source of therapeutic radiation in each projection image. In addition, since the 2D projection images taken at each gantry rotation angle may be assembled to form a 3D image as part of a reconstruction process, the accuracy and resolution of the resulting 3D image may be negatively affected by the flexing and shifting of the various components as a function of gantry angle.

[0006] It is known to calibrate an imaging system for a radiotherapy system by producing a so-called “flex map” . This flexmap describes a degree of ‘’sag’ or flex as a function of gantry angle. The flexmap may be produced by positioning a ball-bearing phantom at the isocentre of the source of therapeutic radiation, and obtaining a projection image at each of a plurality of gantry angles. A distance between a centre of each projection image and the projected location of the ball-bearing at each gantry angle is recorded. This map can then be used during the 3D reconstruction process to produce a more accurate 3D image.

[0007] Existing flex mappings are capable of producing accurate 3D reconstructions which meet clinical and regulatory guidelines as well as provide the basis for safe radiotherapy. While prior art systems and methods are able to provide accurate 3D reconstructions, there is nevertheless a continual demand for improvement in image quality, and a demand for the high quality to be consistently achieved.

[0008] Despite the effectiveness of present approaches, it is not currently possible, for example, to determine whether there are relative rotational shifts between the components of the imaging apparatus which take place as the gantry is rotated.

[0009] The present invention seeks to address these and other disadvantages encountered in the prior art.Summary

[0010] An invention is set out in the independent claims. Optional features are described in the dependent claims.

[0011] Figures

[0012] Specific embodiments are now described, by way of example only, with reference to the drawings, in which:

[0013] Figure 1 depicts a radiotherapy device or apparatus comprising an imaging apparatus, according to the present disclosure;

[0014] Figure 2 depicts a calibration pattern according to the present disclosure;

[0015] Figures 3a-e depict different configurations of an imaging apparatus, including different degrees of translational and rotational shifts;

[0016] Figure 4 is a diagram depicting a configuration of an imaging apparatus according to the present disclosure;

[0017] Figure 5 is a flowchart depicting a method according to the present disclosure;

[0018] Figure 6 is a flowchart depicting a method according to the present disclosure;

[0019] Figure 7 depicts separation of a traditional SLG / MLG gain map into an X-ray field map and a pure gain map;

[0020] Figure 8 depicts a radiotherapy system according to the present disclosure;

[0021] Figure 9 depicts an example computer readable media suitable for storing instructions according to the present disclosure.Detailed Description

[0022] Fig. 1 shows a radiotherapy system 100, and in particular a radiotherapy system suitable for providing Image Guided Radiotherapy (IGRT) . Radiotherapy system 100 comprises a rotatable gantry 102 to which are mounted a treatment apparatus and an imaging apparatus. The treatment apparatus and the imaging apparatus are attached to the gantry 102, so that they are rotatable with the gantry 102, i.e. so that they rotate as the gantry rotates. In the illustrated example, the treatment apparatus and imaging apparatus are mounted on the gantry such that a treatment beam travels in a direction that is generally perpendicular to that of the imaging beam. Fig. 1 further schematically depicts a couch 110, which may otherwise be referred to as a patient positioning apparatus, upon which a patient 112 may lie during radiotherapy treatment.

[0023] The treatment apparatus comprises a treatment beam source 114 and a treatment beam target 116. The treatment beam source 114 is configured to emit or direct therapeutic radiation, for example MV energy radiation. As the skilled person will appreciate, the treatment beam source 114 may comprise other components such as a collimator configured to shape the treatment beam. Once the treatment radiation has passed from the source 114 and, optionally, through a patient 112, the radiation continues towards treatment beam target 116, where it is blocked / absorbed. The treatment beam target 116 may include an imaging panel (not shown) . The treatment beam target may therefore form part of an electronic portal imaging device (EPID) .

[0024] Imaging apparatus comprises an imaging beam source 118 and an imaging panel 120. The imaging beam source 118 is configured to emit or direct imaging radiation, for example X-rays and / or kV energy radiation. The imaging beam source 118 may comprise an X-ray tube or other suitable source of X-rays. The source of imaging radiation 118 may comprise an aperture (not shown) which defines a field of view for the imaging radiation. Once the imaging radiation has passed from the imaging beam source 118 and, optionally, through the patient 112, the radiation continues towards imaging panel 120. The imaging panel 120 may be described as a radiation detector, or a radiation intensity detector. The imaging panel 120 is configured to produce signals indicative of the intensity of radiation incident on the imaging panel 120. In use, these signals are indicative of the intensity of radiation which has passed through a patient 112. These signals may be processed to form an image of the patient 112. A 2D image taken at a particular gantry rotation angle in this manner is referred to as a projection image. By taking images at multiple angles around the patient it is possible to produce a 3D image of the patient, for example using tomographic reconstruction techniques.

[0025] Reference is made herein to the isocentre of the treatment apparatus, or equivalently of the source of therapeutic radiation 114. The isocentre is marked using an ‘X’ in fig. 1. The isocentre may be described as the point or region in space that the treatment beam passes through at all gantry rotation angles. It is important that the location of the treatment beam isocentre in 2D and 3D images produced by the imaging system is accurately known, and that the images be accurate and high resolution, for example to enable the clinician to accurately configure the apparatus and position the patient for treatment.

[0026] Fig. 2 depicts a calibration pattern 200 in accordance with an implementation of the present disclosure. The calibration pattern 200 comprises a first plurality of markings 210a-d, and a second plurality of markings 220a-d. The markings 210, 220 may take the form of spots, e.g. circular shapes. The calibration pattern 200 may be formed on a sheet, film, or other 2D structure or substrate. The calibration pattern 200 may be formed on a high absorption substrate, for example a sheet of copper. The markings 210, 220 may be formed by lower absorption spots, or holes. Alternatively, the calibration pattern 200 may be formed on a low absorption substrate, such as PVC, with high absorption spots for the markings 210, 220, such as metal spots or balls. More generally, the majority of the calibration pattern 200 is formed of a material having a first radiopacity, or radiodensity, while the markings 210, 220 have a second, different radiopacity (or radiodensity) . The second radiodensity may be achieved for example, by using a different thickness of material, or a second different material. While the figure depicts a certain number of markings within each of the first and second plurality of markings 210, 220, this need not be the case and the skilled person will  appreciate that the presently disclosed methods may make use of a calibration pattern 200 with fewer, or more, markings comprised within the first and second plurality of markings 210, 220.

[0027] In use, the calibration pattern 200 is positioned within a field of view of an imaging apparatus which is to calibrated. In an implementation, the calibration pattern 200 is positioned at the source of imaging radiation, and in particular the calibration pattern 200 may be positioned over, i.e. adjacent to, an aperture which defines the field of view of the source of imaging radiation. This positioning means that a majority of the imaging radiation passing through the aperture and into the field of view will pass through the calibration pattern 200. In use, an imaging axis of the imaging radiation will pass through the calibration pattern 200, thereby defining a crossing point on the calibration pattern 200. Optionally, the imaging radiation axis may be a central axis of the radiation, and may be referred to as such herein. If the calibration pattern 200 is positioned centrally over the aperture, this crossing point will be at or very near the centre of the calibration pattern 200. The calibration pattern 200 is positioned such that each of the markings 210, 220 are visible in projection images acquired using the imaging apparatus. The projected locations of the markings 210, 220 on the imaging panel may be determined by suitable processing of the projection images, and in turn these determined locations can be used as part of a calibration process as will be described in greater detail herein.

[0028] The first plurality of markings 210a-d comprises at least a first marking 210a. The first marking 210a is positioned at or near the centre of the calibration pattern. Each marking of the first plurality of markings 210a-d may be positioned at or near the centre of the calibration pattern 200. At least a pair of the markings 210a, b are separated along the x axis of the calibration pattern 200, and at least another pair of the markings 210b, d are separated along the y axis of the pattern 200. Each marking of the first plurality of markings may be positioned equidistantly from the crossing point, e.g. the central point, in the calibration pattern 200.

[0029] As will be described later, the first plurality of markings 210a-d are positioned to facilitate identification of a particular point in projection images acquired by the imaging apparatus. This point is the projected location of a point in the calibration pattern, for example the point at which a particular axis of the imaging radiation passes through (i.e. crosses) the calibration pattern 200. The point can therefore be described as a crossing point. In the calibration pattern depicted in figure 2, the first plurality of marking 210a-d are positioned to facilitate identification of the projected location of a point centrally located between the first plurality of markings 2101-d. This point is at the centre of the projection pattern 200. For a calibration pattern 200 suitably aligned and positioned centrally at the imaging source aperture, then the central axis of the imaging radiation will pass through this point at the centre of the calibration pattern 200.

[0030] A positional relationship between the at least a first marking 210a, and / or between each marking of the first plurality of markings 210a-d, and the crossing point in the calibration pattern is known. For example, in the calibration pattern 200 depicted in fig. 2, this positional relationship is simply that the first plurality of markings 210a-d are positioned around and equidistant from the centre of the calibration pattern. Using the projected locations of the first plurality of markings 210a-d in a projection image, it is therefore possible to determine the projected location of the centre of the calibration pattern 200 in the image. Because the first plurality of markings 210a-d comprises  markings which are separated in both the x and the y axis, then this determination is independent of a direction or degree of shift or rotation of the panel or kV imaging source.

[0031] The second plurality of markings 220a-d are positioned at respective corners of the calibration pattern 200. These markings 220a-d are positioned far from the centre, one in each corner of the rectangular, or square-shaped, pattern 200.

[0032] The markings 210, 220, and their projected locations, enable a user or software program to determine whether there is a relative shift between the source and the panel, and / or whether there has been a relative rotation between the source and the panel, and to distinguish between a translational and a rotational shift. This contrasts with prior methods and systems, in which it is not possible to distinguish between these shifts.

[0033] Figures 3a-e depict an imaging apparatus comprising a source of imaging radiation 318, e.g. a kV source of imaging radiation such as a kV X-ray tube, and a detector 320, e.g. a flat panel detector. Under the effects of gravity as the gantry is rotated, the components of the imaging apparatus are experiencing variable degrees of relative translational and rotational shift with respect to one another. A calibration pattern 315, such as the calibration pattern depicted in figure 2, is positioned at the kV source such that imaging radiation passes through the calibration pattern 315.

[0034] In methods of the present disclosure, a calibration phantom is also positioned in the field of view of the imaging apparatus. The calibration phantom may be a spherical phantom such as a ball-bearing phantom, though phantoms of other shapes may be used. The calibration phantom may be positioned along the rotational axis of the gantry, at a position such that its projected location on the panel 320, when the imaging apparatus is in the mathematically ideal configuration depicted in figure 3a is substantially in the centre of the panel 320 and therefore in the centre of any resulting projection image. This location may be the isocentre of the imaging radiation beam. When the imaging apparatus forms part of a radiotherapy machine, the phantom is positioned at the isocentre of the therapeutic radiation beam. In an ideal system, the isocentres of the imaging and of the therapeutics beams of radiation should coincide. Optical lights may be positioned on the source of therapeutic radiation to enable clinicians to locate the treatment beam isocentre. As will be appreciated upon reading the calibration methods disclosed herein, positioning the calibration phantom at the isocentre of the therapeutic beam enables the projected location of the isocentre to be determined in the projection images. This assists clinicians with radiotherapy treatment planning.

[0035] Fig. 3a depicts the imaging apparatus in a first, mathematically ‘ideal’ configuration. This may be referred to as a ‘preferred’ configuration of the imaging apparatus. In this configuration, there is no sagging or flexing of any components of the imaging apparatus. In the absence of flexing or sagging effects, the central imaging radiation axis 330 of the kV beam passes through the ball-bearing. The projected location of the phantom is coincident with the projected centre of the calibration sheet. The imaging radiation axis 330 meets the detector panel 320 at a crossing point 332. This crossing point 332 may be referred to as a first crossing point herein. Depending on the specific arrangement of the imaging apparatus in question, this first crossing 332 may lie at the centre of the detector 320. Reference may be made herein to the “centre of the panel” , and / or the “centre of the projection image” , or to adjusting or performing image transformations so that various features are aligned  with the centre of the projection image. However, the skilled person will understand that a preferred crossing point 332 of the detector and imaging axis 332 may be somewhere else on the detector, depending on the specific arrangement of the imaging apparatus to be calibrated.

[0036] The crossing point 332 may be represented by a particular one or more pixels on the panel, and therefore in the projection images. The one or more pixels which represent the crossing point 332 when the imaging apparatus is in the preferred configuration may be located in the centre of the projection image. The one or more pixels which represent the crossing point 332 when the imaging apparatus is in the ‘preferred’ configuration are known, and can be identified in any projection image regardless of the actual configuration of the imaging apparatus when the projection image is acquired.

[0037] Fig. 3b depicts the imaging apparatus in another configuration, in which the kV source has shifted downward under the effects of gravity. The ‘ideal’ , i.e. preferred, location of the tube is depicted in fig. 3b as a shadow. There has therefore been a relative translational shift between the source 318 and the panel 320. The imaging radiation axis 330 now no longer passes through the phantom. The projected location of the phantom 335 has moved upwards on the panel. Therefore, in a projection image, there will be a detectable shift between the projected location of the phantom and the centre of the projection image. There will also be a detectable shift between these points and the markings in the calibration pattern 315.

[0038] Fig 3c. depicts the imaging system in another configuration, in which the panel has shifted downward under the effects of gravity. The ‘ideal’ location of the panel is depicted in fig. 3c as a shadow. There has therefore been a relative translational shift between the source 318 and the panel 320. The axis of the imaging radiation still passes through the ball-bearing, and therefore the projected location of the phantom will align with the projected location of the centre of the calibration pattern 315, as would be expected if the imaging apparatus were in the preferred configuration depicted in figure 3a. However, there will be a detectable shift when compared to the one or more pixels in the centre of the projection image. It is possible to ‘correct’ projection images taken in this configuration, post-acquisition, by shifting the images so that the phantom’s projected location is located at the centre of the image.

[0039] Fig. 3d depicts the imaging system in another configuration, in which the panel has rotated under the effects of gravity. Using radiotherapy axis nomenclature known to the skilled person, the rotation is relative to the G-T direction. The ‘ideal’ location of the panel 320 is depicted in fig. 3d as a shadow. There has therefore been a relative rotational shift between the source 318 and the panel 320. In this configuration there is no relative translational shift, and therefore the projected location of the ball-bearing will be located at the centre of the panel 320, i.e. will align with the one or more pixels which represent the crossing point on the detector panel when the imaging apparatus is in a preferred configuration. However, notably, the distances between the projected locations of the outer corner markings of the calibration pattern (the second plurality of markings 220 as shown in figure 2) will not be as expected. It is possible to ‘correct’ projection images taken in this configuration by performing an intensity normalisation, and / or an image transform, once the angle of relative rotation has been determined using a process that will be described in detail later.

[0040] Fig. 3e depicts the imaging system in another configuration, in which the kV source has rotated under the effects of gravity. The ‘ideal’ , i.e. preferred, location of the source 318 is depicted as a shadow. There has therefore been a relative rotational shift between the source 318 and the panel 320. The projected location of the calibration phantom will align with the one or more pixels which represent the crossing point of the imaging radiation axis and the detector 320 when the imaging apparatus is in the preferred configuration. However, the distances between the projected locations of the outer corner markings of the calibration pattern in the image will not be as expected. It is possible to ‘correct’ projection images taken in this configuration, post-acquisition, by using the angle of relative rotation between the source and the panel, and by performing an intensity normalisation and / or image transform based on this angle.

[0041] In summary, a relative translational shift of the panel 320 with respect to the source 318 changes the distance between the projected location of the phantom and the centre of the image in a projection image. The fact that a relative translational shift has occurred can be verified by considering whether the projected location of the centre of the calibration pattern 315 aligns with the location of the phantom in the projection image. The projected location of the centre of the calibration pattern 315 can be determined by considering the locations of the first plurality of markings 210a-d as projected in the projection image. Purely translational shifts do not cause the distances between the outer markings 220a-d of the calibration pattern 315 in the projection image to be other than as expected.

[0042] A relative rotational shift does cause the distances between the outer corner markings 220a-d in the projection image to be other than as expected. Therefore, measuring the distances between these markings 220a-d in a projection image and comparing to the corresponding distances when measured while the imaging apparatus is in a preferred configuration allows a determination to be made as to whether a relative rotational shift has occurred, i.e. with respect to the preferred configuration.

[0043] Advantageously, the present method enables a determination to be made as to whether a shift is translational, rotational, or a combination of both, and this enables more information to be included in a flexmap calibration file. In turn, these calibration parameters, once determined, enable suitable intensity normalisations and image transformations to be made to projection images taken at each gantry angle. This improves the accuracy of a resulting 3D image when a plurality of such ‘corrected’ projection images form the basis of a 3d reconstruction process. The resulting 3D images have improved uniformity, spatial resolution, and lower contrast sensitivity.

[0044] Fig. 4 depicts a radiotherapy system comprising an imaging apparatus. At a high-level, the radiotherapy system is similar in form and function to that depicted in figure 1. The radiotherapy system comprises a source of imaging radiation 418 of a lower energy (e.g. kV) , a detector for the imaging radiation 420, a source of higher energy (e.g. MV) therapeutic radiation 414, and a detector for the therapeutic radiation 416. The radiotherapy system and imaging system depicted in figure 4 is in a configuration in which there has been a downward translational shift of the imaging source 418. There has also been a rotational shift of the detector panel 420. Several dimensions are depicted in the figure; these dimensions are example dimensions relevant for some Elekta (TM) machines. The skilled person will understand that these measurements will vary between different  varieties of imaging system, and that if these dimensions are changed then the maths described below can be adjusted without difficulty.

[0045] Figure 4 depicts the ‘original’ or ‘ideal’ focal spot 401 of the kV X-ray beam. This is the focal spot of the source of imaging radiation 418 when there is no flexing, i.e. in the preferred configuration depicted in figure 3a. The original focal spot 401 is described in the following equations as point P1. Figure 4 also depicts an imaging radiation axis 403. The imaging radiation axis 403 is a reference axis for the X-ray beam. The X-ray field of view is broadly cone-shaped. The field of view 404 of the source of imaging radiation when the system is in the preferred or ‘ideal’ configuration is depicted using shading in figure 4. The reference axis 403 is perpendicular to imaging panel 420 when the imaging panel is in the ‘ideal’ configuration, such that the reference axis 403 meets the ideal location of the detector panel at a right angle as depicted in figure 4. When the system is in the ideal configuration, the reference axis 403 aligns with the central axis of the X-ray beam and passes through the isocentre. Figure 4 also depicts the therapeutic beam axis 405 of the source of therapeutic radiation 414. The therapeutic beam axis 405 is depicted using a vertical, dot-dash line.

[0046] The following features are marked in Figure 4:

[0047] P1 – Ideal  / original focal spot of the kV X-ray beam (without source shift)

[0048] P2 – Shifted focal spot of the kV X-ray beam (after source shift)

[0049] Dts – Distance of tube shift from P1 to P2. This is a parameter to be determined.

[0050] O – Isocenter of MV beam, at or near which a ball-bearing phantom is positioned.

[0051] O1 – Crosspoint between the ‘shifted’ kV X-ray beam reference axis, i.e. the axis which is perpendicular to the ideal detector location and which passes through P2, and the therapeutic radiation beam axis 405.

[0052] O2 – Spot near the edge of calibration tool. In some implementations, this may be the projected location of one of the outer markings in the calibration tool. This may be the location of one of the outer markings projected into a plane that is parallel with the detector while in the ideal configuration, and which includes the therapeutic beam axis 405.

[0053] N – Crosspoint between an axis (that passes through O and P2 points) and original (preferred) kV detector panel position. This can be identified in a projection image.

[0054] N0 – Crosspoint between original kV X-ray beam reference axis 403 (that passes through P1 point) and the original kV detector panel location. N0 is a crossing point between the detector and the imaging radiation axis 403 when the imaging apparatus is in the preferred configuration. In a preferred implementation, this may be the centre of the panel.

[0055] The pixel, or pixels, which represent this crossing point in any projection image are known, and can be used as a point of reference in a projection image.

[0056] N1 – Crosspoint between new, shifted kV X-ray beam reference axis (that passes through P2 point) and original kV detector panel location

[0057] N2 – Crosspoint between an axis (that passes through O2 and P2 points) and original (ideal) kV detector panel location

[0058] α – angle between the original kV detector panel position (i.e. the panel position when the imaging apparatus is in the preferred configuration) and the new, rotationally shifted kV detector panel. This is a parameter to be calculated.

[0059] β – angle between new, shifted kV X-ray beam reference axis (that passes through P2 and N1 point) and the real axis that passes through points P2 and O (it is shown below that β is equal to α) .

[0060] The following distances can be defined using the above features of the imaging system:

[0061] –the distance from O1 to P2. This is the distance from the focal spot to the isocenter.

[0062] This is a known distance and can be measured for the imaging system. In an example according to a particular radiotherapy device, this distance may equal 1000 mm, as depicted in the figure.

[0063] –the distance from N1 to O1. This is the distance from the isocenter to the kV detector panel. This is a known distance and can be measured for the imaging system. This distance may equal 536 mm, as depicted in the figure.

[0064] –the distance from N1 to P2. This is a known distance and can be measured for the imaging system. In an example, it equals to 1000 + 536 = 1536 mm, as depicted in the figure.

[0065] –the distance from O1 to O2.

[0066] –the distance from N1 to N2

[0067] According to the characteristics of a triangle, it can be shown that: β + ∠N1NP2=90°

[0068] So: α=β              (1)

[0069] In addition, line N0P1 is parallel with Line N1P2, Line OO1 is parallel with Line P1P2.

[0070] So:

[0071] Based on formula (1) and the characteristics of triangle ΔOO1P2:

[0072] According to formula (2) , formula (3) can be also written as:

[0073] In addition, according to the characteristics of triangles’similarity between ΔNON0 and ΔOP2O1:

[0074] In addition, line N0P1 is parallel with Line N1P2, Line OO1 is parallel with Line N0N1.

[0075] So:

[0076] According to formula (2) and formula (5) , formula (4) can be also written as,

[0077] In other words:

[0078] In formula 4-2, both and are known values for a particular imaging system.  can be measured from the kV projection image. This allows Dts to be calculated.

[0079] In formula 3-1, Dts can be calculated based on formula 4-2.  is a known value for a particular imaging system.

[0080] Therefore, based on both formula 4-2 and formula 3-1, αand β can be calculated.

[0081] In fact, according to formula (4-1) , formula 3-1 can also be written as:

[0082] In formula 3-2,  can be measured from the kV projection image, and is a known value for a particular imaging system, allowing αand β to be calculated.

[0083] In summary, formula (3-1) is equal to formula (3-2) , and either one can be used to calculate α.

[0084] For the particular Elekta (TM) radiotherapy system depicted in figure 4:

[0085] equals a pre-defined value 1000 mm.

[0086] equals a pre-defined value 536 mm.

[0087] Therefore, as can be appreciated from the above, and given that can be measured from the kV projection image, the relative translational shift Dts and rotational shift α between the source 418 and panel 420 can be determined. In fact, the relative rotational shift can be calculated in one of two ways:

[0088] Calculation method 1: Taking formula 3-1:

[0089] Wherein, Dts can be calculated according to formula 4-2:

[0090] Calculation method 2: Taking formula 3-2:

[0091] Figure 5 is a flowchart depicting a method 500 according to the present disclosure for calibrating an imaging system comprising a detector and a source of imaging radiation. The first step, 501, and in some implementations the second step, 502, may be performed by a user such as a hospital  / medical physicist, clinician, or field service engineer. The remaining steps may be performed by a suitable processor or group of processors. For example, other than block 501, the steps may be embodied as computer-executable instructions which, when implemented by one or more processors, cause the one or more processors to perform the method. The one or more processors may form part of a system comprising the imaging apparatus, for example a radiotherapy system.

[0092] At 501, a calibration phantom is positioned at a first position, and a calibration pattern is positioned at a second position. The calibration pattern may be the same or similar to that depicted in figure 2, and in particular may comprise a first and a second plurality of markings. The positions are within the field of view (FOV) of the imaging system, such that radiation emitted by the source of radiation may reach the first and second locations. This means that the projected locations of the markings can be identified in a projection image.

[0093] As described above in relation to figure 2, the calibration pattern may be formed on a radiotransparent sheet, and the markings of the pattern may be radiopaque. The second position, at which the calibration pattern is placed, may be at the source of imaging radiation, for example next to an aperture which defines the field of view of the source of imaging radiation. The first position, at which the calibration phantom is located, may be the isocentre of the imaging apparatus, and / or the isocentre of the radiotherapy treatment beam in an implementation in which the imaging apparatus forms part of a radiotherapy system.

[0094] At block 502, optionally, the field of view configuration settings are set. For example, it may be desirable to perform the calibration process for each of a small, medium, and / or large FOV setting. Alternatively, the calibration pattern may be sized and configured to work optimally with a particular FOV setting, such as the small FOV setting, therefore the panel may be moved, either manually or automatically, into a suitable position for detecting in the small FOV setting.

[0095] After the steps of block 501 and, optionally, block 502 have been carried out, the imaging system is in a calibration configuration, in which a calibration process can be performed as described in the remaining steps of the method 500.

[0096] At block 503, a first projection image is obtained. The first projection image is of the calibration phantom and the calibration pattern. In a preferred implementation, there are no other objects placed in the FOV of the imaging apparatus and therefore the projected locations of the calibration pattern markings, and the calibration phantom, are visible and can be easily identified in the projection image.

[0097] At block 504, projected locations for each of the first and second plurality of markings in the first projection image are determined. At block 505, a projected location of the calibration phantom is determined in the first projection image. These steps can be performed using known object  / feature detection algorithms embodied in software, or else a clinician or other user may mark these locations in the image.

[0098] At block 506, it is determined whether a relative translational shift has occurred between the detector and the source of imaging radiation. This determination is carried out based on the projected location of the calibration phantom, and the known location of one or more pixels in the projection image which represent a first crossing point, i.e. the crossing point between the detector and the imaging radiation axis when the imaging apparatus is in the preferred configuration. Optionally, the determination may be verified, or otherwise further carried out, based on the projected locations of the first plurality of markings.

[0099] The location of the one or more pixels which represent the first crossing point are known and can be identified in projection images. In a preferred implementation, the first crossing point is at the centre of the detector panel, meaning the one or more pixels representing the crossing point in the projection image are simply located at the centre of the projection image.

[0100] If the imaging apparatus is in the preferred configuration, i.e. if no translational shift has occurred at either the source or the detector, then the projected location of the calibration phantom in the first projection image should align with the projected location of the second crossing point, and this alignment should take place at the one or more pixels in the projection image which represent the first crossing point. As described above, this may be at the centre of the first projection image.

[0101] At block 506 then, the method may comprise determining whether a relative translational shift has occurred by determining if the projected location of the ball-bearing in the projection image is located at the one or more pixels representing the first crossing point in the projection image, e.g. whether the ball-bearing location in the projection image is at the centre of the image. If the  phantom is a ball-bearing or other spherical phantom, then this may comprise determining the centre of the circular object which represents the ball-bearing in the first projection image, and determining the distance from the centre of the circle to the one or more pixels. If the one or more pixels are located at the centre of the circular object, then it can be determined that no relative translational shift has occurred.

[0102] Determining whether there has been a relative translational shift can also be accomplished, for example, by reference to a threshold distance. Block 506 may comprise determining the distance between the one or more pixels which represent the first crossing point, and the projected location of the ball-bearing (e.g. the centre of the circular feature which represents the ball-bearing in the projection image) . This distance is described as in figure 4. If the determined distance is below a threshold distance, for example if the determined distance is less than 1 or 2 pixels of the image, then it may be determined that the points sufficiently align with one another and therefore that there has been no relative translational shift. Alternatively, if the distance is greater than the threshold, then it may be determined that a translational shift has occurred.

[0103] In some implementations, the projected locations of the first plurality of markings in the calibration pattern may be used to verify, or otherwise help determine, whether a relative translational shift has occurred. As described above with respect to figures 2 and 4, the second position, at which the calibration pattern is placed, may be such that an imaging radiation axis passes through the calibration pattern. This defines an imaging radiation axis crossing point in the calibration pattern, which may be referred to as a second crossing point. A positional relationship between the first plurality of markings 210a-d and the second crossing point in the calibration pattern is known. This means that the projected location of the first markings 210a-d in a projection image can be used to determine the projected location of the second crossing point in the projection image. As discussed elsewhere herein, in a preferred implementation, this second crossing point in the calibration pattern is at the centre of the calibration pattern.

[0104] Put simply, the first plurality of markings are positioned in the calibration pattern to enable a projected location of the second crossing point to be found in the projection image. If the projected location of the second crossing point coincides with the location of the ball-bearing in the projection image, it can be verified  / determined that no relative translational shift has occurred.

[0105] Therefore, at block 506, the method may also comprise determining a distance between these two points in the first projection image, i.e. between the projected location of the second crossing point and the projected location of the calibration phantom. The goal is to determine whether these two points align, as would be expected if the imaging apparatus is in the preferred configuration, in which there is no translational sagging or flexing of the various mechanical parts. This verification step can be accomplished using a threshold distance in a manner similar to that described above with reference to the distance, i.e. if the distance is below a threshold distance then it is determined /  verified that no relative translational shift has occurred.

[0106] At block 507, it is determined, based on the projected locations of the second plurality of markings, e.g. the ‘corner markings’ depicted in figure 2, whether there is a relative rotational shift between the detector and source of imaging radiation. The distance (s) between the second plurality of  markings in the calibration sheet, and from the first plurality of markings to the second plurality of markings, is known, as is the expected distance from the source of imaging radiation to the detector. This means that the expected distance (s) between the projected locations of these markings is known. As described above in relation to figures 3a-e, if there has been a relative rotational shift between the panel (detector) and the imaging source, then the relative distances between the second plurality of markings may be changed, or may otherwise not be as expected.

[0107] In an example, if the distance between the projected locations of every two corner spots in the calibration tool is not as expected, then this means there has been a relative rotation, and the method moves on to block 508. This process may be described as comparing the distance between two or more markings of the second plurality of markings in the projection image, to the expected distance (s) if the imaging apparatus were in the preferred configuration. If not, for example if there is a variation above a threshold, then it is determined that there has been a relative rotational shift.

[0108] This check can be performed for each adjacent pair of markings of the second plurality of markings. With reference to the calibration pattern depicted in figure 2, it may be that the following four distances are measured and checked: between the two top markings 220a, b, between the two bottom markings 220c, d, between the top right and the bottom right markings 220b, d, and between the top left and bottom left markings 220a, c.

[0109] At block 508, both the relative translational and the relative rotational shifts are determined. These determinations are carried out based on the distance between the projected location of the calibration phantom and the one or more pixels representing the first crossing point in the first projection image, in other words using

[0110] The relative translational shift between the detector and the source of imaging radiation is denoted as Dts, and the relative rotational shift between the detector and the source of imaging radiation is denoted as α (=β ) . With reference to calculation methods 1 and 2 described above in relation to figure 4, Dts can be determined using which is measurable in the projection image, and the angle α can be calculated directly using either or Dts. This block may therefore comprise determining or using its value as determined at an earlier step in the method (e.g. block 506) .

[0111] In some implementations, only some certain aspects of block 508 may be performed, depending on the preceding steps of the workflow for example, if it is determined at block 506 that no relative translational shift has occurred, then a calculation of Dts may be omitted at block 508. Similarly, if it is determined at block 507 that no relative rotational shift has occurred, then a calculation of α may be omitted at block 508.

[0112] At block 509, optionally, the relative translational and rotational shifts are recorded. For example, Dts and α may be recorded in a text file or other data log, for later reference. The text file may be used when determining, for example, how to ‘correct’ projection images before they form part of a reconstruction process. For example, Dts may be used as the basis of a translational image transform, and α may be used as the basis of a rotational image transform, on all future projection images acquired. In an example, Dts may be deconstructed into x and y dimensions, with each dimension recorded in the text file or other data log.

[0113] Steps 502 to 509 define a calibration process which can be performed at each gantry angle of a plurality of gantry angles, such that Dts and α can be recorded for each of the plurality of gantry angles. There may be N gantry angles. In an example, the process can be performed at 36 gantry angles, spread equidistantly around the entire 360° rotational range of the gantry. The Dts and α is recorded in the text file or other data log for each gantry angle. The result is a significantly improved flexmap compared to existing flexmaps, in which not only a translational flex is recorded, but also a relative rotational flex. When future projection images are acquired, they are bucketed according to which of the gantry angles in the flexmap they are ‘closest to’ . For example, future projection images acquired at gantry angle 184° are corrected according to image transformations which are determined according to the Dts and α recorded for a gantry angle of 180°.

[0114] Figure 6 depicts a process 600 in accordance with the present disclosure. The process 600 is the same or similar to that depicted in figure 5, and seeks to provide a different visualisation of the workflow of the method 500 depicted in figure 5 to aid understanding. The method 600 assumes that the ball-bearing phantom and the calibration tool have been placed in their positions, e.g. the ball-bearing is at the radiotherapy isocenter and the calibration tube is positioned at the X-ray tube output window. The detector panel has been moved to the appropriate FOV position, e.g. the small FOV position. kV radiation has been delivered in order to obtain a projection image. The position of the ball bearing in the projection image, and of the centre and corner spots of the calibration tool, have been identified in the projection image. The following distances have been measured: the distance between the centre spot (s) of the calibration tool and ball bearing in projection image, and the distance between corner spots of calibration tool and ball bearing in projection image. The process may then begin at block 601.

[0115] At block 601, it is determined whether the ball bearing is at the projection image centre. If no, the process continues to block 602a. If yes, the process continues to 602b. At blocks 602a, b, it is determined whether the distances between every pair of corner spots is as expected in view of the known physical distances in the calibration pattern.

[0116] Blocks 603a-d represent conclusions based on blocks 601 and 602. For example, if the ball bearing is at the projection image centre, but the distance at 602 is not as expected, this means that, at the gantry angle in question, there is no translational shift, but there is a relative rotational shift (see block 603c) . Depending on the scenario, the rotational angles are determined based on the measured distance (s) at blocks 604, and the translational shifts are determined based on measured distance (s) at blocks 605.

[0117] At block 606, the calculated shift and / or rotational values are recorded in a ‘flexmap’ configuration file. As explained above with respect to method 500, this process can be performed for each of a plurality of gantry angles.

[0118] The presently disclosed methods can be implemented in several ways. For example, while a calibration pattern is depicted in figure 2 which has a plurality of first markings positioned nearer the centre, and a plurality of second markers in the corners, other implementations are possible and the skilled person would appreciate this. For example, there may be only a single marker positioned near  the centre of the pattern, which can be used to determine the projected axis crossing point in the image (s) . Also, the present methods can be used not just with radiotherapy devices comprising an imaging apparatus, but also any imaging apparatus able to take projection images. For example, the present methods could be used with standalone CT or CBCT imaging apparatuses.

[0119] In addition, while the flowchart of figure 5 depicts a particularly advantageous method 500, some features and steps of the workflow are optional and may be skipped. For example, the calibration process may comprise obtaining a first projection image of a calibration phantom positioned at a first position within the field of view at block 503. At block 505, a projected location of the calibration phantom in the first projection image may be determined. Then, at block 508, a relative angle of rotation between the source and tube may be calculated. This calculation is performed based on the distance between the projected location of the calibration phantom and the one or more pixels in the projection image representing the (first) crossing point between the detector and the imaging radiation axis when the imaging apparatus is in a preferred configuration.

[0120] Improved method of producing a gain map

[0121] Also disclosed herein is a method of producing a gain map at each gantry angle, including both a single level gain (SLG) and multi-level gain (MLG) implementation.

[0122] A gain map is a mapping which seeks to correct for pixel gain for imaging apparatus which comprise flat panel detectors, such as CBT and CT detectors. A gain map seeks to record the pixel-to-pixel gain variations that may arise across the detector, for example due to differences in sensitivity to radiation displayed by each pixel. The resulting gain map can then be used to compensate for these differences, e.g. when a projection image of a patient is acquired.

[0123] According to the known methods, a gain map is acquired only at a single, ‘special’ gantry angle, for example 270 or –90 degrees. In additional, current SLG / MLG calibration and correction processes do not take into account a panel’s mechanical flex, which changes as a function of gantry angle. So, when applying gain correction at other angles than the above ‘special’ gantry angle, prior gain correction processes can introduce nonuniformity issues, which results in images of sub-optimal quality. This issue is compounded when several sub-optimal issues are combined as part of a 3D reconstruction process.

[0124] To solve these issues encountered in the prior art, a solution is provided as follows. First, split the previous single ‘gain map’ into two components, a pure gain map + X-ray field map. This is depicted schematically in figure 7.

[0125] The ‘pure’ or purified gain map plays the same role as in the prior art solution, however it only takes into account the gain factor. The method may comprise making all pixel values uniform under an open air (empty field) scan at one or more of the single dose level (SLG) or different dose levels (MLG) . The calibration and correction process when considering the purified gain map is the same as previous calibration and correction process, i.e. this is applied at each gantry angle.

[0126] The X-ray field map aims to take into account the kV panel’s mechanical flex. The method comprises generating a new X-ray field map at every gantry angle. The benefit of doing so is to eliminate  nonuniformity and so on issues, then remove relative artifacts and improve the image quality in reconstructed volume images.

[0127] It is possible to generate each new X-ray field map to simulate the real X-ray field flex for a certain rotation angle using a single X-ray field map, and a flexmap file. As discussed elsewhere herein, the flexmap file may comprise a measured translational and / or rotational shift at each of a plurality of gantry angles.

[0128] The method may therefore comprise acquiring a single X-ray field map at a particular gantry angle, and using the flexmap to generate other X-ray field maps. For example:

[0129] ● Obtain one X-ray field map –acquired at special gantry angle (270 or -90 degree)

[0130] ● Obtain flexmap file –contains kV panel flex parameters at each gantry angle. In a standard flexmap generation process, the projected location of a ball-bearing placed at the isocentre is acquired at each of a plurality of gantry angles. The X and Y differences between the centre of the panel and the ball-bearing projected location are recorded to generate the flexmap file. A ball bearing detection algorithm is used to calculate the difference between ball bearing centre and detector centre. This can be performed for each of small, medium and large FOV configurations, and both clockwise and ant-clockwise.

[0131] Based on the one X-ray field map and flexmap file which contains kV panel flex parameters in X and Y axis at each gantry angle, each new X-ray field map can be simulated at any gantry angle in correction process.

[0132] Benefits of this solution include:

[0133] - It takes into consideration of both aspects: different dose level and different gantry angle.

[0134] - It can improve the uniformity of projection images, and thus achieves better image quality in the reconstructed volume, i.e. in a 3D image.

[0135] - It can reuse existing flexmap calibration processes, which exist on many radiotherapy machines already, and therefore does not need to involve many new additional functional implementations

[0136] A radiotherapy system

[0137] Figure 8 illustrates a block diagram of one implementation of a radiotherapy system 800. The radiotherapy system 800 comprises a computing system 810 within which a set of instructions, for causing the computing system 810 to perform any one or more of the methods discussed herein, may be executed.

[0138] The computing system 810 shall be taken to include any number or collection of machines, e.g. computing device (s) , that individually or jointly execute a set (or multiple sets) of instructions to perform any one or more of the methods discussed herein. That is, hardware and / or software may be provided in a single computing device, or distributed across a plurality of computing devices in the computing system. In some implementations, one or more elements of the computing system may be connected (e.g., networked) to other machines, for example in a Local Area Network (LAN) , an intranet, an extranet, or the Internet. One or more elements of the computing system may operate in the capacity of a server or a client machine in a client-server network environment, or as  a peer machine in a peer-to-peer (or distributed) network environment. One or more elements of the computing system may be a personal computer (PC) , a tablet computer, a set-top box (STB) , a Personal Digital Assistant (PDA) , a cellular telephone, a web appliance, a server, a network router, switch or bridge, or any machine capable of executing a set of instructions (sequential or otherwise) that specify actions to be taken by that machine.

[0139] The computing system 810 includes controller circuitry 811 and a memory 813 (e.g., read-only memory (ROM) , flash memory, dynamic random access memory (DRAM) such as synchronous DRAM (SDRAM) or Rambus DRAM (RDRAM) , etc. ) . The memory 813 may comprise a static memory (e.g., flash memory, static random access memory (SRAM) , etc. ) , and / or a secondary memory (e.g., a data storage device) , which communicate with each other via a bus (not shown) .

[0140] Controller circuitry 811 represents one or more general-purpose processors such as a microprocessor, central processing unit, accelerated processing units, or the like. More particularly, the controller circuitry 811 may comprise a complex instruction set computing (CISC) microprocessor, reduced instruction set computing (RISC) microprocessor, very long instruction word (VLIW) microprocessor, processor implementing other instruction sets, or processors implementing a combination of instruction sets. Controller circuitry 811 may also include one or more special-purpose processing devices such as an application specific integrated circuit (ASIC) , a field programmable gate array (FPGA) , a digital signal processor (DSP) , network processor, or the like. One or more processors of the controller circuitry may have a multicore design. Controller circuitry 811 is configured to execute the processing logic for performing the operations and steps discussed herein.

[0141] The computing system 810 may further include a network interface circuitry 818. The computing system 810 may be communicatively coupled to an input device 820 and / or an output device 830, via input / output circuitry 817. In some implementations, the input device 820 and / or the output device 830 may be elements of the computing system 810. The input device 820 may include an alphanumeric input device (e.g., a keyboard or touchscreen) , a cursor control device (e.g., a mouse or touchscreen) , an audio device such as a microphone, and / or a haptic input device. The output device 830 may include an audio device such as a speaker, a video display unit (e.g., a liquid crystal display (LCD) or a cathode ray tube (CRT) ) , and / or a haptic output device. In some implementations, the input device 820 and the output device 830 may be provided as a single device, or as separate devices.

[0142] In some implementations, the computing system 810 may comprise image processing circuitry 819. Image processing circuitry 819 may be configured to process image data 880 (e.g. images, or imaging data) , such as medical images obtained from one or more imaging data sources, a treatment device 850 and / or an image acquisition device 840. Image processing circuitry 819 may be configured to process, or pre-process, image data. For example, image processing circuitry 819 may convert received image data into a particular format, size, resolution or the like. In some implementations, image processing circuitry 819 may be combined with controller circuitry 811.

[0143] In some implementations, the radiotherapy system 800 further comprises an image acquisition device 840, otherwise known as an imaging apparatus. The imaging apparatus is mounted to a  rotatable gantry, and comprises a detector, and a source of imaging radiation configured to emit imaging radiation. The radiotherapy system 800 may further comprise a treatment device 850. The image acquisition device 840 and the treatment device 850 may be provided as a single device. In some implementations, treatment device 850 is configured to perform imaging, for example in addition to providing treatment and / or during treatment.

[0144] Image acquisition device 840 may be configured to acquire projection images, via any of the following imaging modalities: positron emission tomography (PET) , computed tomography (CT) , cone beam computed tomography (CBCT) , magnetic resonance imaging (MRI) , or the like. Image acquisition device 840 may be configured to output image data 880, which may be accessed by computing system 810. Treatment device 850 may be configured to output treatment data 860, which may be accessed by computing system 810.

[0145] Computing system 810 may be configured to access or obtain treatment data 860, planning data 870 and / or image data 880. Treatment data 860 may be obtained from an internal data source (e.g. from memory 813) or from an external data source, such as treatment device 850 or an external database. Planning data 870 may be obtained from memory 813 and / or from an external source, such as a planning database. Planning data 870 may comprise information obtained from one or more of the image acquisition device 840 and the treatment device 850.

[0146] The various methods described above may be implemented by a computer program. The computer program may include computer code (e.g. instructions) 910 arranged to instruct a computer to perform the functions of one or more of the various methods described above. The steps of the methods described above may be performed in any suitable order. The computer program and / or the code 910 for performing such methods may be provided to an apparatus, such as a computer, on one or more computer readable media or, more generally, a computer program product 900) ) , depicted in Figure 9. The computer readable media may be transitory or non-transitory. The one or more computer readable media 900 could be, for example, an electronic, magnetic, optical, electromagnetic, infrared, or semiconductor system, or a propagation medium for data transmission, for example for downloading the code over the Internet. Alternatively, the one or more computer readable media could take the form of one or more physical computer readable media such as semiconductor or solid state memory, magnetic tape, a removable computer diskette, a random access memory (RAM) , a read-only memory (ROM) , a rigid magnetic disc, and an optical disk, such as a CD-ROM, CD-R / W or DVD. The instructions 910 may also reside, completely or at least partially, within the memory 813 and / or within the controller circuitry 811 during execution thereof by the computing system 810, the memory 813 and the controller circuitry 811 also constituting computer-readable storage media.

[0147] In an implementation, the modules, components and other features described herein can be implemented as discrete components or integrated in the functionality of hardware components such as ASICS, FPGAs, DSPs or similar devices.

[0148] A “hardware component” is a tangible (e.g., non-transitory) physical component (e.g., a set of one or more processors) capable of performing certain operations and may be configured or arranged in a certain physical manner. A hardware component may include dedicated circuitry or logic that is  permanently configured to perform certain operations. A hardware component may comprise a special-purpose processor, such as an FPGA or an ASIC. A hardware component may also include programmable logic or circuitry that is temporarily configured by software to perform certain operations.

[0149] In addition, the modules and components can be implemented as firmware or functional circuitry within hardware devices. Further, the modules and components can be implemented in any combination of hardware devices and software components, or only in software (e.g., code stored or otherwise embodied in a machine-readable medium or in a transmission medium) .

[0150] Unless specifically stated otherwise, as apparent from the following discussion, it is appreciated that throughout the description, discussions utilizing terms such as "receiving” , “determining” , “comparing ” , “enabling” , “recording, ” “identifying, ” or the like, refer to the actions and processes of a computer system, or similar electronic computing device, that manipulates and transforms data represented as physical (electronic) quantities within the computer system's registers and memories into other data similarly represented as physical quantities within the computer system memories or registers or other such information storage, transmission or display devices.

[0151] It is to be understood that the above description is intended to be illustrative, and not restrictive. Many other implementations will be apparent to those of skill in the art upon reading and understanding the above description. Although the present disclosure has been described with reference to specific example implementations, it will be recognized that the disclosure is not limited to the implementations described, but can be practiced with modification and alteration within the spirit and scope of the appended claims. Accordingly, the specification and drawings are to be regarded in an illustrative sense rather than a restrictive sense. The scope of the disclosure should, therefore, be determined with reference to the appended claims, along with the full scope of equivalents to which such claims are entitled.

Claims

1.A computer-implemented method for calibrating an imaging apparatus mounted to a rotatable gantry, wherein the imaging apparatus comprises a detector, and a source of imaging radiation configured to emit imaging radiation in a field of view, the emitted imaging radiation having an imaging radiation axis; the method comprising performing a calibration process which comprises:obtaining a first projection image of a calibration phantom positioned at a first position within the field of view;determining a projected location of the calibration phantom in the first projection image; andbased on a distance between the determined projected location of the calibration phantom and one or more pixels in the first projection image representing a crossing point between the detector and the imaging radiation axis when the imaging apparatus is in a preferred configuration, determining a relative angle of rotation, α, between the detector and the source of imaging radiation.2.The method of claim 1, wherein the one or more pixels in the first projection image are positioned at the centre of the first projection image.3.The method of claim 1 or claim 2, wherein the first position lies along the imaging radiation axis when the imaging apparatus is in a preferred configuration.4.The method of any preceding claim, wherein the imaging apparatus forms part of a radiotherapy system, the radiotherapy system comprising a source of therapeutic radiation.5.The method of claim 4, wherein the first position is the isocentre of the source of therapeutic radiation.6.The method of any preceding claim, further comprising determining, based on the distance between the determined projected location of the calibration phantom and the one or more pixels in the first projection image, a relative translational shift, Dts, between the detector and the source of imaging radiation.7.The method of any preceding claim, wherein the first projection image is also of a calibration pattern positioned at a second position within the field of view.8.The method of claim 7, wherein the second position is at the source of imaging radiation.9.The method of claim 7 or claim 8, wherein the source of imaging radiation comprises an aperture which defines the field of view, and the second position is adjacent to the aperture.10.The method of any of claims 7 to 9, wherein the second position is such that a majority of the imaging radiation passing into the field of view will pass through the calibration pattern.11.The method of any of claims 7 to 10, wherein the calibration pattern comprises at least a first marking, and the calibration process further comprises determining a projected location of the at least a first marking in the first projection image.12.The method of claim 11, wherein the second position is such that the imaging radiation axis passes through the calibration pattern, thereby defining a second crossing point; and wherein a positional relationship between the at least a first marking and the second crossing point is known.13.The method of claim 12, wherein the at least a first marking is a plurality of first markings, each first marking of the plurality of first markings being positioned equidistantly from the second crossing point in the calibration pattern.14.The method of any of claims 12 or 13, wherein the method further comprises:determining, based on the projected location of the at least a first marking in the first image, a projected location of the second crossing point;determining a distance between the projected location of the second crossing point and the projected location of the calibration phantom in the first projection image; anddetermining, based on the determined distance between the projected location of the second crossing point and the projected location of the calibration phantom in the first projection image, whether a relative translational shift has occurred between the detector and the source of imaging radiation.15.The method of claim 14, wherein it is determined that a relative translational shift has occurred if the determined distance between the projected location of the second crossing point and the projected location of the calibration phantom in the first projection image is above a threshold.16.The method of any of claims 7 to 15, wherein the calibration pattern comprises a second plurality of markings, and the calibration process further comprises:determining a projected location for each marking of the second plurality of markings; andbased on the determined projected locations of each of the second plurality of markings, determining whether there has been a relative rotational shift between the detector and the source of imaging radiation.17.The method of claim 16, wherein the determination of the relative angle of rotation, α, is carried out if it is determined that there has been a relative rotational shift between the detector and the source of imaging radiation.18.The method of any of claims 16 or 17, wherein determining whether there has been a relative rotational shift between the detector and the source of imaging radiation comprises comparing a distance between the projected locations of a pair of markings of the second plurality of markings in the first projection image with an expected distance between the pair of markings if the imaging apparatus were in the preferred configuration.19.The method of any of claims 16 to 18, wherein each marking of the second plurality of markings is positioned at a respective corner of the calibration pattern.20.The method of any preceding claim, further comprising performing the calibration process at each of a plurality of gantry rotation angles to determine a relative angle of rotation between the detector and the source of imaging radiation for each of the plurality of gantry angles.21.The method of claim 20, further comprising recording the determined relative angle of rotation for each gantry rotation angle of the plurality of gantry rotation angles in a flexmap file, wherein the flexmap file enables projection images from each gantry angle of the plurality of gantry angles to be adjusted to account for relative rotation between the detector and the source of imaging radiation during a 3D image reconstruction process.22.A system comprising:a rotatable gantry;one or more processors;an imaging apparatus mounted to the rotatable gantry, wherein the imaging apparatus comprises:a detector; anda source of imaging radiation configured to emit imaging radiation, the emitted imaging radiation having an imaging radiation axis;wherein the processor is configured to perform the method of any preceding claim.23.The system of claim 22, wherein the system is a radiotherapy system, and further comprises a source of therapeutic radiation mounted to the gantry.24.One or more processors configured to perform the method of any of claims 1 to 21.25.A computer readable medium comprising computer-executable instructions which, when executed by one or more processors, causes the one or more processors to perform the method of any of claims 1 to 21.

Images