JP2011502679A - 三次元ｘ線画像における改良された画質のための可動式くさび - Google Patents

Abstract

対象物又は患者の三次元画像を作り出すとき、コーンビームＸ線源２０ａ，２０ｂが、オフセットフラットパネルＸ線検出器２２ａ，２２ｂの反対側に、回転可能なガントリ１４に備え付けられる。Ｘ線強度又は利得を許容レベルの範囲内で比較的一定レベルに維持するために、Ｘ線が通過する関心体積１８の形状、サイズ、及び密度に応じてビームを選択的に減衰させるために、適切な材料（例えばアルミニウムなど）のくさび形減衰フィルタ２４ａ，２４ｂがコーンビーム内に調整可能なように位置付けられる。

Description

本出願は医学画像及び処理システムに特別な用途を見出し、特にコーンビームコンピュータ断層撮影（ＣＴ）及び／又は画像誘導放射線療法を含む。しかしながら、記載されている技術が他の画像システム、他の医学シナリオ、又は他の医学技術にも用途を見出し得ることはいうまでもない。

多くのＣＴシステムは、シングル又はマルチスライスＣＴスキャンの間、Ｘ線散乱及び患者線量を減らすために、補償器（蝶ネクタイフィルタ）を使用する。しかしながら、補償器は画像化対象のサイズと形状に必ずしも適合せず、調整可能ではない。従来のＣＴでは、蝶ネクタイ形の要素がＸ線源と検査対象の間に位置付けられる。放射線療法画像処理では、くさび形の要素が同様に位置付けられる。視野を拡張するために検出器がオフセットされるコーンビームＣＴでは、補償要素は全く使用されない。診断用ＣＴでは、補償器の使用は、画質に対するその利点のために一般的である。同様の利点は、コーンビームＣＴについての最近の刊行物に記載されていた（Ｓ．Ａ．Ｇｒａｈａｍ他，Ｍｅｄ．Ｐｈｙｓ．３４，２６９１，２００７）。

補償器を画像化対象のサイズと形状に適合させることは、実際には実現することが困難であることが証明されている。補償器は一般的に機械加工されたアルミニウムブロックである。ブロックの厚みは、ブロック及び水ファントム（例えば、円形又は楕円形円柱）を通る減衰の線積分が一定であるように選択され得る。患者のサイズ又は形状がファントムのそれと異なるとき、補償は理想的とは言えない。

本出願は画質を改良する新規の及び改良された補償器システムと方法を提供し、これらは調整可能なＸ線フィルタリングという利点を持ち、上述した問題及びその他を克服する。

一態様によれば、画像システムは、その中に関心体積（ＶＯＩ）が位置付けられる検査領域を持つ回転ガントリと、回転のためにガントリに備え付けられる透過Ｘ線源とを含み、Ｘ線ビームが検査領域を横断してＸ線検出器へと放出される。このシステムはさらに、Ｘ線源と検査領域の間に位置付けられる可動式くさび形減衰フィルタを含み、このくさびは、Ｘ線ビームの減衰を調整するためにＸ線ビームに対して移動可能である。

別の態様によれば、対象物の三次元画像を作り出す方法は、Ｘ線画像装置の検査領域内のＶＯＩを評価し、検査領域内のＶＯＩの部分について、サイズ、形状、及び密度情報を決定するステップと、調整可能なくさび形減衰フィルタを円錐形Ｘ線ビーム内の位置に位置付けるステップとを含み、このくさび形減衰フィルタはＸ線源の前で移動可能である。一旦くさび形減衰フィルタが位置付けられると、ＣＴデータ収集及びガントリ回転が開始される。

さらに別の態様によれば、三次元患者画像を作り出すための装置は、ＶＯＩの半分を横断する円錐形Ｘ線ビームを生成し、１８０°回転されるときにビームがＶＯＩの残り半分を横断するようにするための手段と、Ｘ線ビームを検出するための手段とを含む。この装置はさらに、Ｘ線ビームを調整可能なように減衰させるための手段と、Ｘ線生成手段及び前記手段のＶＯＩ周りの３６０°回転中に、Ｘ線ビームに示されるＶＯＩのサイズ、形状、及び密度をモニタリングするための手段とを含む。この装置はさらに、Ｘ線生成手段及び検出手段がＶＯＩの周囲を回転する際に減衰手段によるＸ線減衰を選択的に調整するための手段を含む。

１つの効果は、補償又はフィルタリングが調整可能であるということである。

別の効果は、Ｘ線線量最適化にある。

別の効果は、フィルタリングがスキャン中に動的に調整されることができるということである。

別の効果は、検出器サイズに対して増加した視野にある。

主題発明のなおさらなる効果は、以下の詳細な説明を読んで理解することで、当業者によって理解される。

本発明は、様々な構成要素及び構成要素の配置において、並びに様々なステップ及びステップの配置において、具体化され得る。図面は、様々な態様を例示するために過ぎず、本発明を限定するものとして解釈されるものではない。

図１は画像システムを図示し、これは例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージャなどの画像装置を含み、これはそこを通るボアを持つ回転可能なガントリを含み、その中に、関心体積（ＶＯＩ）の画像化のために対象物支持体が挿入される。 図２は、１８０°反対の位置に同時に図示された、システムの回転二重Ｘ線源及びオフセット検出器部分（又は単一の線源及び検出器システム）の略図である。 図３は二重ＣＢＣＴスキャニングシステムの別の構成を図示し、ここでは、Ｘ線源によって放出されるビームがＶＯＩの非対称的に薄い方の部分に従って通過するくさび材料の幅又は厚みを増加させるために、１つのくさびがシフトされている。 図４はくさびの一実施形態を図示し、ここでくさびは、実質的に矩形のベースと、ベースと反対側のエッジに向かって細くなる４つの側面を含む、典型的くさび形状を持つ。 図５は、ベースが三角形であり、４つの側面が２つのエッジに向かって細くなる、くさびの別の実施形態を図示する。 図６は、ベースが蝶ネクタイのような形状を持ち、くさびの側面がエッジに向かって細くなる、くさびの別の実施形態を図示する。 図７は別のくさび実施形態を図示する。 図８は二重くさび実施形態を図示する。

図１を参照すると、画像システム１０は、例えばコンピュータ断層撮影（ＣＴ）イメージャなどの画像装置１２を含み、これはそこを通ってのびるボア１５を定める回転可能なガントリ１４を含み、その中に、対象物の関心体積（ＶＯＩ）１８の画像化のために対象物支持体１６が挿入される。Ｘ線源２０ａがガントリ１４に備え付けられる。Ｘ線源は、その中にＶＯＩが位置付けられる検査領域を横断して、Ｘ線のコーンビームを放出する。コーンビームは、フラットパネルＸ線検出器などのＸ線検出器２２ａによって受け取られる。検出器は、放射線の投影中心に対してオフセットされるか又はずらされる。具体的には、Ｘ線源と検出器が第一の位置２０ａ，２２ａにあるときに検査領域の半分が検査され、Ｘ線源と検出器が第二の位置２０ｂ，２２ｂにあるときに残り半分が検査されるように、コーンビームと検出器がオフセットされる。あるいは、２つのＸ線源２０ａ，２０ｂ及び２つの検出器２２ａ，２２ｂが備えられてもよい。３つ以上の線源と検出器の対を有するシステムもまた考察される。

くさび形又は半蝶ネクタイ形の減衰フィルタ２４ａ，２４ｂが、コーンビームＸ線源２０ａ，２０ｂ及びオフセット検出器２２ａ，２２ｂと併用される。さらに、くさびの位置は患者の形状に従って調整可能である。くさびの位置をシフトすることによって、Ｘ線の各光線が通過するくさびの厚みが調整される。くさびの位置は様々な方法で選択されることができる。例えば、スカウト画像が作り出された後、患者を通るＸ線光線の線積分を実質的に一定に保つようなくさび位置が選択される。あるいは、その位置は、頭部位置対胴体位置などのプロトコルから推定されることができる。さらに、くさびは、楕円形物体部分又はＶＯＩを通る異なる投影にあわせて調整するために、スキャン中に動的に動かすことができる。ガントリは、目に見える画像への再構成のために完全なＸ線データセットが利用可能であることを確実にするために、ＶＯＩの複数のビューを作り出すために３６０度回転する。くさび２４ａ，２４ｂは、アルミニウム（Ａｌ）、モリブデン（Ｍｏ）、テフロン、又は他の適切な材料から形成されることができる。

システム１０はさらに、検出されたＸ線データを画像装置１２から受け取るＣＴ収集モジュール４０と、生のＸ線データを格納及び／又はバッファリングするＣＴデータストア４２を含む。ＶＯＩについて完全なデータセットが存在することを確実にするために、コーンビームがわずかに重なる場合、重なり分析器４４が冗長なデータを分解する。例えば、冗長な光線は重み付け及び重ね合わせられることができる。再構成プロセッサ４６は、オペレータによるワークステーション４８での観察のために、例えばフィルタ補正逆投影再構成技術を用いて、ＶＯＩの画像を再構成する。

一実施形態では、対象物周囲の輪郭及び密度マップは、パイロットスキャンから決定される。くさび位置計算機５０は、ＶＯＩの形状、サイズ、位置、及び密度を決定するためにＶＯＩをモニタリングする。補償器調整コントローラ５２は、くさび位置計算機から情報を受け取り、それに応じてくさび２４ａ，２４ｂを調整して、対象物の画像化部分のサイズ、形状、及び密度を補償する。例えば、Ｘ線検出器はそれにわたって作動するように設計されているＸ線強度の範囲を持ち、Ｘ線がその検出器の範囲内にある強度レベルにおいて検出器で受け取られるように、くさびは減衰又は利得を操作するように調整されることができる。くさび及び対象物の照射部分を通るＸ線減衰の線積分が比較的一定になり、選択された点又は選択された領域において検出器の動作範囲内（例えば、中間点）の放射線強度をもたらすように、コントローラ５２はくさびを調整することができる。動的に調整される実施形態では、ガントリがＣＴ収集の間に回転するにつれて、ＶＯＩを通る経路長及び密度はＸ線源から見て変化する。これらの経路長及び密度変化は、くさび位置計算機５０によって決定され、コントローラ５２はそれに応じてくさびを調整する。くさび位置は、固定数のくさび位置において較正されることができ、中間くさび位置はそこから補間されることができる。例えば、再構成プロセッサは計算機とコントローラにパイロットスキャン情報を送ることができ、これらは経路長及び密度変化に従ってくさびの位置を変えるために動作する。

一実施形態において、システム１０は、オフセット検出器を有するＣアームＸ線システム（図示せず）（例えば、Ｘ線源、画像増強器、及びビデオ読み出しシステム）と併用される、及び／又は、オンボードイメージャを有する放射線療法装置のために使用される。Ｃアームシステムでの使用の場合、検査の特定部分に対して必要でなければ、くさびはビームの外側にシフトされてもよい。別の実施形態では、患者特有の最適化されたビーム整形が、可動式くさび（又は半蝶ネクタイ）を位置調整することと、患者の減衰プロファイルに従ってくさびの横方向位置を調整することによって実現される。本明細書で使用される"横方向"とは、図２に矢印によって示される通り、Ｘ線コーンビームを横断する動きをあらわす。くさび位置は全スキャンの間固定されてもよく（例えば、最適化位置は、スキャンプロトコルによって事前特定されるか、又は画像スキャンの前にパイロットスキャンにおいて減衰分布に従って画像処理アルゴリズムを使用して決定されてもよい）、又は、くさびはスキャンの間、線源に対して動かされてもよい。あるいは、陽電子放出断層撮影（ＰＥＴ）又は単光子放出コンピュータ断層撮影（ＳＰＥＣＴ）とのハイブリッドコーンビームＣＴ（ＣＢＣＴ）システムでは、最適くさび位置は、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴ画像から得られてもよい。例えば、ＰＥＴ又はＳＰＥＣＴ検出器ヘッドなどの核検出器ヘッド（図示せず）を、ガントリ１４に可動式に結合させることができる。検出器ヘッドによって捕えられるＰＥＴ又はＳＰＥＣＴデータは対応する画像データに再構成されることができ、これはその後、ＣＴデータ収集のための最適くさび位置を特定するために使用される。

ＳＰＥＣＴ画像において、投影画像表現は、検出器ヘッド上の各座標で受け取られる放射線データによって定められる。ＳＰＥＣＴ画像において、コリメータは、放射線がそれに沿って受け取られる光線を定める。ＰＥＴ画像において、検出器ヘッド出力は、２つのヘッド上の同時放射イベントをモニタリングされる。ヘッドの位置と方向、及び同時放射線が受け取られる表面上の位置から、同時イベント検出点間の光線が算出される。この光線は、それに沿って放射イベントが起こった線を定める。ＰＥＴ及びＳＰＥＣＴの両方において、ヘッドの多数の角度方向からの放射線データがデータメモリに格納され、その後、再構成プロセッサによって関心領域の横容積測定画像表現に再構成され、これはボリューム画像メモリに格納される。

適正な利得補正のために、空気スキャン、水スキャン、及び骨等価スキャンが、複数のくさび位置を較正するために、異なる再現可能なくさび位置に対して得られてもよく、くさびの中間位置に対する画像利得補正が補間され得る。

くさびの横方向位置は、そのビーム整形関数に対するパラメータであり、検出された患者の減衰分布に従って、ＣＢＣＴスキャンの前又は最中に調整されることができる（例えば、患者又は患者の部分が大きいほど、Ｘ線ビーム内に置かれるくさび部分は薄くなる）。このようにして、"１つのくさびが全患者に適合する"というシナリオが実現されることができる。

別の実施形態では、単一のコーンビームＸ線源が、オフセットフラットパネルＸ線検出器の反対側にガントリ上に位置付けられ、くさびはＸ線源と、その中にＶＯＩが位置付けられる検査領域との間に位置付けられる。Ｘ線源によって放出されるビームはＶＯＩのおよそ半分以上を通過することができ、ガントリが３６０°回転を経て回転する際、完全なＸ線データセットが収集されることができる。画像利得を実質的に一定に保つために、ＶＯＩを通るＸ線経路に対する比較的一定の減衰線積分を維持するために、ガントリが回転しながらくさびが調整されることができ、これは良いコントラストを持つ画像の再構成を容易にする。

図２は、１８０°反対の位置（ａ）と（ｂ）に同時に図示された、システム１０のＸ線源とオフセット検出器部分の図である。２つのＸ線源位置２０ａ，２０ｂは、ＶＯＩ １８（例えば、この実施例では人間の胸部）を包含する視野（ＦＯＶ）を作り出すために、逆の方向に円錐形Ｘ線ビームを作り出す。各Ｘ線円錐は、フラットパネル検出器２２ａ，２２ｂで受け取られ、所望の円錐形状を作るためにフィルタ及び／又はコリメータ（図示せず）を使用して作り出される。線源と検出器に対するくさび２４ａ，２４ｂの横方向の位置を再現可能な方法で変えるために、様々な機械的手段が使用され得る。一実施形態においては、くさびの自動平行移動のための手段が、使用される特定のＸ線システムのコリメータに組み込まれる。

加えて、ＶＯＩの所与の形状とサイズに対してくさびの最適横方向位置を決定するために、異なる手段が使用されてもよい。一実施形態において、くさびの位置はＣＢＣＴ収集の間固定され、選ばれたスキャンプロトコル（例えば、頭部、胴体、辺縁、及び／又は小児プロトコルなどのスキャンのための異なる所定の位置）に応じて、又は、スカウト投影若しくは低線量スキャンから抽出される情報に応じて、スキャンの前に決定される。後者の場合、関連パラメータ、特に対象物の空間寸法（幅と深さ）、及びその投影された境界の位置が、画像処理技術を用いて減衰プロファイルから抽出され、これらのパラメータに従ってくさびが最適に配置される。

他の実施形態では、収集された投影からリアルタイムに抽出される情報に応じて、くさびの位置がスキャン中に自動的に調整される。付加的に又は代替的に、ＳＰＥＣＴ又はＰＥＴとのハイブリッドＣＢＣＴシステムでは、くさびの最適位置がＰＥＴ又はＳＰＥＣＴ画像から得られてもよい。適正な利得補正、及びくさびの線質硬化と散乱効果の補正のために、くさびの異なる位置に対して前もって較正がなされてもよい。くさびの連続シフトが望まれるシナリオでは、複数の定位置で得られる較正画像間の補間によって、適切な較正画像が得られ得る。

図３は、１８０°反対側の位置（ａ）と（ｂ）に同時に図示された、ＣＢＣＴスキャニングシステム１０の別の構成を図示し、ここでくさびは、異なる回転位置においてＶＯＩを通る経路長に従って、ビームが通過するくさび材料の幅／厚みを調整するためにシフトされる。例えば、ＶＯＩの中間厚み部分はＸ線源位置２０ａの視野に位置づけられ、くさび２４ａは、ＶＯＩの相対的厚みに従ってコーンビームを減衰させるために、中心部をビームの中に置いて位置付けられる。ＶＯＩの薄い方の部分を通るＸ線に対する線積分が、ＶＯＩの厚い方の部分を通るＸ線に対する線積分に実質的に等しくなるように、第２のＸ線源によって放出されるビームの減衰を増加させるために、ＶＯＩの薄い方の部分は２０ｂにあるＸ線源の視野に位置付けられ、くさび２４ｂは、厚い方の部分をＸ線ビームの中に置いて位置付けられる。類似して、２０ｃにあるＸ線源がＶＯＩを通る最長経路を通るＸ線ビームを投影するとき、くさび２４ｃは、その最も薄い部分がビームの中にあるようにシフトされる。このように、正確なＸ線データの完全なセットが、１回のガントリ回転にわたって比較的一定の強度で収集されることができ、ＶＯＩは、その他の場合に（例えば、マルチ回転ＣＴスキャンにおいて）存在するであろう量よりも少ない放射線にさらされる。

図４はくさび２４の一実施形態を図示し、ここでくさびは、実質的に矩形のベース６０と、ベースと反対側のエッジ６２に向かって細くなる上面と底面を含む、典型的くさび形状を持つ。くさび位置がＸ線源の前で調整されるにつれて、くさび材料の厚みは変化し、それによって、Ｘ線コーンビームのビーム硬度又はエネルギー量を変化させる。くさび２４は図示の形状を持つことに限定されず、いかなる適切な形状が、本明細書に記載されたシステム及び／又は方法と併用されてもよいことはいうまでもない。

図５は、ベース６０が三角形であり、２つの上面がエッジ６２及び６４に向かって細くなる、くさび２４の別の実施形態を図示する。この構成は、くさび２４の位置がＸ線源の前で調整される際、２つの面内でのコーンビーム調整を可能にする。

図６は、ベース６０が蝶ネクタイのような形状を持ち、くさびの側面がエッジ６２に向かって細くなる、くさび２４の別の実施形態を図示する。この実施形態では、上面６６は、ベースとエッジ６２の間の表面の中心をおおよそ伝わる折り目を持つ。これは、ベース６０からエッジ６２へ至る軸に長手方向に沿った側面においてよりも、中心においてくさびが薄くなるようにし、これは、くさび位置が操作される際にＸ線ビームのさらなる操作を可能にする。

図７は、上面と底面が非平面であるくさび２４の実施形態を図示する。

図８は、２つのくさび２５ａ，２５ｂが、平底又は他の表面を互いに隣接させて位置付けられる実施形態を図示する。２つのくさびは、減衰特性の調整におけるより大きな自由度のために独立して動かすことができる。別の実施形態では、機械的に調整可能なくさびが、Ｘ線ビームの減衰を調整するために操作されることができる調整可能な傾斜を持つ。

本発明はいくつかの実施形態に関して記載されている。前述の詳細な説明を読んで理解することで、変形及び変更が他者の心に浮かぶ可能性がある。それらが添付の請求項又はその均等物の範囲内にある限り、本発明はそのような変形及び変更の全てを含むものとして解釈されることが意図されている。

Claims (24)

1. 関心体積が位置付けられる検査領域を持つ回転ガントリと、
   回転のために前記ガントリに備え付けられる透過Ｘ線源であって、Ｘ線ビームが前記検査領域を横断してＸ線検出器へと放出される、透過Ｘ線源と、
   前記Ｘ線源と前記検査領域の間に位置付けられる可動式くさび形減衰フィルタであって、前記くさびは前記Ｘ線ビームの減衰を調整するために前記Ｘ線ビームに対して移動可能である、可動式くさび形減衰フィルタとを含む、画像システム。
2. 前記Ｘ線源が前記関心体積を横断して半視野を作り出し、前記ガントリが１８０°回転されるときに相補的半視野を作り出す、請求項１に記載のシステム。
3. 前記くさび形減衰フィルタが前記Ｘ線ビームを横断して横方向に移動可能である、請求項１に記載のシステム。
4. 前記くさび形減衰フィルタが、前記Ｘ線源に近づいて、又は離れて移動可能である、請求項１に記載のシステム。
5. 前記Ｘ線検出器がフラットパネルＸ線検出器であり、コンピュータ断層撮影収集中に前記関心体積に対して完全なＸ線データセットを作り出すために前記ガントリが３６０°回転する、請求項１に記載のシステム。
6. 前記Ｘ線データを精緻化するために、前記ガントリの３６０°回転中に冗長光線に沿って収集される冗長データを補償する重なり分析器をさらに有する、請求項５に記載のシステム。
7. 前記精緻化されたＸ線データから前記関心体積のコンピュータ断層撮影画像を再構成する再構成プロセッサをさらに有する、請求項６に記載のシステム。
8. 前記Ｘ線源の各回転位置において前記Ｘ線ビームによって経験される経路長及び密度情報を決定するくさび位置計算機をさらに含む、請求項１に記載のシステム。
9. 経路長及び密度情報をリアルタイムに受け取り、回転中に前記くさび形減衰フィルタの位置を調整するコントローラをさらに有する、請求項８に記載のシステム。
10. 前記くさび位置計算機が、前記検出器において検出されるＸ線利得、並びに経路長及び密度情報の関数としてくさび位置を計算する、請求項９に記載のシステム。
11. 前記くさび形減衰フィルタが、矩形ベースと、前記ベースに接続し、かつ前記ベースと反対側のエッジに向かって細くなる２つの向かい合った三角形側面と、前記ベース及び前記ベースと反対側のエッジに接続する２つの矩形側面とを持つ、請求項１に記載のシステム。
12. 前記ガントリに可動式に備え付けられる少なくとも２つの核検出器ヘッドをさらに含み、前記核検出器ヘッドが、陽電子放出断層撮影検出器ヘッド又は単光子放出コンピュータ断層撮影検出器ヘッドのうちの少なくとも１つである、請求項１に記載のシステム。
13. 前記Ｘ線源がコーンビームＸ線源である、請求項１に記載のシステム。
14. 前記くさび形減衰フィルタが、以下の構成、すなわち、
    底面に共通なエッジに向かってその全長にわたる実質的に中央の折り目を持つ上面に結合される、疑似蝶ネクタイ形状を持つベースと、
    共通のエッジで交わる湾曲上面と底面とに結合される矩形ベースと、又は、
    第一のくさびと第二のくさびが互いにスライド可能かつ調整可能に結合される、二重くさび装置と、
    のうちの少なくとも１つを持つ、請求項１に記載のシステム。
15. 前記検査領域内の前記関心体積に対して、形状、サイズ、及び密度情報を決定するステップと、
    前記検出器の利得、並びに前記形状、サイズ、及び密度情報に従って、前記Ｘ線源の前の位置に前記くさび形減衰フィルタを位置付けるステップと、
    コンピュータ断層撮影データ収集及びガントリ回転を開始するステップとを含む、請求項１に記載の画像システムを用いてコンピュータ断層撮影スキャンを実行する方法。
16. 前記ガントリが前記関心体積の周囲を回転する際にＸ線の比較的均一な減衰を維持するために、前記Ｘ線源に対する前記くさび形減衰フィルタの位置を調整するステップをさらに含む、請求項１５に記載の方法。
17. Ｘ線画像装置の検査領域内の関心体積を評価し、前記検査領域内の前記関心体積の部分について、サイズ、形状、及び密度情報を決定するステップと、
    調整可能なくさび形減衰フィルタを円錐形Ｘ線ビーム内の位置に位置付けるステップであって、前記くさび形減衰フィルタは前記Ｘ線源の前で移動可能である、ステップと、
    コンピュータ断層撮影データ収集及びガントリ回転を開始するステップとを含む、対象物の三次元画像を作り出す方法。
18. 前記ガントリが前記関心体積の周囲を回転する際、前記関心体積を通るＸ線経路に対して比較的均一な線積分を維持するために、前記Ｘ線源に対する前記くさび形減衰フィルタの位置を調整するステップをさらに含む、請求項１７に記載の方法。
19. 前記Ｘ線が通過するくさび材料の厚みを調整するために、前記Ｘ線ビームに対して横方向に前記くさび形減衰フィルタを調整するステップをさらに含む、請求項１８に記載の方法。
20. 前記Ｘ線源に近づいて、又は離れて、前記くさび形減衰フィルタの位置を調整するステップをさらに含む、請求項１８に記載の方法。
21. 前記関心体積を横断したＸ線を画像データに変換するステップと、
    前記画像データから前記関心体積の三次元画像を再構成するステップとをさらに含む、請求項１７に記載の方法。
22. 前記Ｘ線源が回転のために前記ガントリに備え付けられ、前記検査領域を横断してＸ線コーンビームをＸ線検出器へと放出し、前記関心体積を横断して半視野を作り出し、前記ガントリが１８０°回転されるときに相補的半視野を作り出す、請求項１７に記載の方法。
23. 関心体積のサイズ、形状、及び密度情報に応じて前記くさび形減衰フィルタを調整するステップをさらに有する、請求項１７に記載の方法。
24. 関心体積の半分を横断する円錐形Ｘ線ビームを生成し、１８０°回転されるときに前記ビームが前記関心体積の残り半分を横断するようにするための手段と、
    前記Ｘ線ビームを検出するための手段と、
    前記Ｘ線ビームを調整可能なように減衰させるための手段と、
    前記Ｘ線生成手段及び前記検出手段の前記関心体積周りの３６０°回転中に、前記Ｘ線ビームに示される前記関心体積のサイズ、形状、及び密度をモニタリングするための手段と、
    前記Ｘ線生成手段及び前記検出手段が前記関心体積の周囲を回転する際に前記減衰手段によるＸ線減衰を選択的に調整するための手段とを含む、三次元患者画像を作り出すための装置。

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