X射线CT装置以及其断层图像拍摄方法.pdf

本发明提供一种尽管抑制了X射线管的管电流值，画质的降低也少的X射线CT装置，本发明的X射线CT装置的特征在于，具备：X射线源，其具备X射线管，对被检查者照射X射线；X射线检测器，其检测从X射线源照射并透射了被检查者的透射X射线；旋转机构，其搭载X射线源和所述X射线检测器，在被检查者的周围旋转；系统控制装置，其基于在多个逐次近似处理条件中选择出的逐次近似处理条件以及被输入的拍摄条件以及/或者重构条件来运算X射线管的管电流值，通过所运算出的所述X射线管的管电流值来进行拍摄；和图像重构装置，其根据由X射线检测器检测出的、基于所运算出的所述X射线管的管电流值从X射线源照射至被检查者、且透射了被检查者的X射线量，并基于选择出的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，对被检查者的断层图像进行重构。

1.  一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线源，其具备X射线管，对被检查者照射X射线；
X射线检测器，其检测从所述X射线源照射并透射了所述被检查者的透射X射线；
旋转机构，其搭载所述X射线源和所述X射线检测器，并在所述被检查者的周围旋转；
系统控制装置，其基于在多个逐次近似处理条件中选择出的逐次近似处理条件以及被输入的拍摄条件以及/或者重构条件来运算所述X射线管的管电流值，并通过所运算出的所述X射线管的管电流值来进行拍摄；和
图像重构装置，其基于选择出的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据基于所运算出的所述X射线管的管电流值从所述X射线源照射至所述被检查者、且透射了所述被检查者而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。

2.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述系统控制装置生成所述被检查者的剖面模型或三维模型，在运算所述管电流值时进一步使用所述剖面模型或三维模型。

3.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述系统控制装置，基于在所述多个逐次近似处理条件中选择出的所述逐次近似处理条件来运算所述X射线管的管电流值，并将运算结果显示在显示部，若重新选择与已选择的所述逐次近似处理条件不同的逐次近似处理条件，则根据重新选择的所述逐次近似处理条件来重新运算所述X射线管的管电流值并显示在所述显示部，若所述逐次近似处理条件确定，则通过根据所确定的所述逐次近似处理条件而运算出的所述X射线管的管电流值来进行拍摄，
所述图像重构装置，基于确定出的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据通过所述拍摄而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。

4.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
设定所述X射线管的管电流值的上限值以及/或者下限值，来作为所述拍摄条件的一部分，
所述系统控制装置，制作一个轴成为所述X射线管的管电流值、另一轴成为被检查者的体轴的管电流值图表，在所述管电流值图表显示所述X射线管的管电流值的所述上限值以及/或者所述X射线管的管电流值的所述下限值，显示运算出的所述X射线管的管电流值。

5.  根据权利要求4所述的X射线CT装置，其特征在于，
在通过所述系统控制装置作出的所述管电流值图表中，在产生所运算出的所述X射线管的管电流值达到所述上限值以及/或者所述下限值的限幅状态的情况下，在所述管电流值图表显示所述限幅状态。

6.  根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，
设定图像噪声值的目标值即图像噪声目标值、或者对比度噪声比的目标值即CNR目标值，来作为所述拍摄条件的一部分，
所述系统控制装置，制作一个轴成为所述断层图像的图像噪声、另一轴成为被检查者的体轴的图像噪声图表，在所述图像噪声图表显示所述图像噪声目标值，显示根据所述三维模型以及选择出的所述逐次近似处理条件、所述拍摄条件、和所述重构条件进行运算而求出的图像噪声值的预测值；或者，制作一个轴成为所述断层图像的CNR、另一轴成为被检查者的体轴的CNR图表，在所述CNR图表显示所述CNR目标值，显示根据所述三维模型以及所选择的所述逐次近似处理条件、所述拍摄条件、和所述重构条件进行运算而求出的CNR的预测值。

7.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述系统控制装置，在基于通过所述系统控制装置的运算而运算出的所述X射线管的管电流值的限幅状态，重新选择了所述限幅状态减少的方向的所述逐次近似处理条件时，根据重新选择的所述逐次近似处理条件来重新运算所述X射线管的管电流值，并通过重新运算的所述X射线管的管电流值来进行拍摄，
所述图像重构装置，基于重新选择的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据通过所述拍摄而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。

8.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
基于选择出的所述逐次近似处理条件以及提供给所述X射线管的管电压，来进行所述X射线管的管电流值的运算。

9.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
基于选择出的所述逐次近似处理条件以及视野尺寸来进行所述X射线管的管电流值的运算。

10.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
基于选择出的所述逐次近似处理条件以及图像噪声来进行所述X射线管的管电流值的运算。

11.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
针对根据选择出的所述逐次近似处理条件而运算出的所述X射线管的管电流值，所述系统控制装置显示逐次近似处理条件的推荐条件，
在进一步重新选择逐次近似处理条件时，基于重新选择的所述逐次近似处理条件来运算所述X射线管的管电流值。

12.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
针对运算出的所述X射线管的所述管电流值，所述系统控制装置显示图像噪声目标值的推荐条件，在重新输入图像噪声目标值时，基于重新输入的所述图像噪声目标值来运算所述X射线管的管电流值。

13.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
对于运算出的所述X射线管的所述管电流值，所述系统控制装置显示CNR目标值的推荐条件，在重新输入CNR目标值时，基于重新输入的所述CNR目标值来运算所述X射线管的管电流值。

14.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述系统控制装置，从多个逐次近似处理级别中确定对被检查者或诊断目的而言优选的级别范围，作为所述逐次近似处理条件的一部分，进行所述优选的级别范围内的级别的显示，或者进行表示所述优选的级别范围的最大值的限制级别的显示。

15.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
所述系统控制装置，从多个逐次近似处理级别中确定对被检查者或诊断目的而言优选的推荐级别，作为所述逐次近似处理条件的一部分，进行 所述推荐级别的显示。

16.  根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，
设定所述X射线管的管电流的上限值，作为所述逐次近似处理条件以及所述拍摄条件的一部分，
所述系统控制装置在预想到产生运算出的所述X射线管的管电流值到达所述上限值的限幅状态的情况下，至少在预想到产生所述限幅状态的被检查者的部分，沿体轴方向划分为多个位置，与各个所述位置对应地确定重构用的逐次近似处理条件，并通过运算出的所述X射线管的管电流值来进行拍摄，
所述图像重构装置，基于与各个所述位置对应的所述重构用的逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据通过所述拍摄而由所述X射线检测器检测到的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。

17.  一种X射线CT装置，其特征在于，具备：
X射线源，其具备X射线管，对被检查者照射X射线；
X射线检测器，其检测从所述X射线源进行照射并透射了所述被检查者的透射X射线；
旋转机构，其搭载所述X射线源和所述X射线检测器，并在所述被检查者的周围旋转；
系统控制装置，其基于所输入的拍摄条件以及/或者重构条件、以及所述X射线管的给定的管电流值，根据逐次近似处理的图像噪声降低比例，运算沿着被检查者的体轴方向分割的各位置所对应的重构用的逐次近似处理条件，通过所述给定的X射线管的管电流值进行拍摄；和
图像重构装置，其按每个拍摄位置，基于与各个所述位置对应的所述重构用的逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据基于所述管电流值从所述X射线源照射至所述被检查者、且透射了所述被检查者而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。

18.  一种X射线CT装置的断层图像拍摄方法，其特征在于，
所述X射线CT装置具备：
X射线源，其具备X射线管，对被检查者照射X射线；
X射线检测器，其检测从所述X射线源照射并透射了所述被检查者的透射X射线；
旋转机构，其搭载所述X射线源和所述X射线检测器，并在所述被检查者的周围旋转；
系统控制装置，其进行拍摄；和
图像重构装置，其根据由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构，
所述X射线CT装置的断层图像拍摄方法包括：
第1步骤，将从多个逐次近似处理条件中选择出的逐次近似处理条件输入到所述系统控制装置；
第2步骤，进一步将拍摄条件以及重构条件输入到所述系统控制装置；
第3步骤，通过所述系统控制装置，基于选择出的所述逐次近似处理条件和所输入的所述拍摄条件以及/或者所述重构条件，来运算所述X射线管的管电流值；
第4步骤，所述系统控制装置通过运算出的所述X射线管的管电流值进行拍摄；和
第5步骤，所述图像重构装置，基于选择出的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据基于所述管电流值从所述X射线源照射至所述被检查者、且透射了所述被检查者而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。

X射线CT装置以及其断层图像拍摄方法
技术领域
本发明涉及X射线CT装置或其X射线断层图像拍摄方法。
背景技术
X射线CT(Computed Tomography，计算机断层成像)装置是使用投影数据来重构被检查者的断层图像、并显示重构的断层图像的装置，其中，投影数据是通过使对被检查者照射X射线的X射线源和检测透射被检查者的X射线量作为投影数据的X射线检测器在被检查者的周围旋转而得到的来自多个角度的投影数据。在X射线CT装置显示的图像例如是描写被检查者的脏器的形状的图像，在图像诊断中使用。
作为一般的倾向，在X射线CT装置中，辐射剂量和画质处于折衷的关系。即，若为了降低辐射剂量而减少拍摄时的辐射剂量，则能看到重构图像上的图像噪声增大，病变等的视觉辨识性变差的倾向。当前，在X射线CT领域中，有基于画质指标将辐射剂量控制得合适的「X射线自动曝光机构」。作为画质指标，使用图像噪声的标准偏差(Standard Deviation、以下SD)或对比度噪声比(Contrast-to-Noise Ratio、以下CNR)。在以下的记载中，将基于操作者所期望的图像噪声(以下称作图像噪声目标值)的利用X射线自动曝光机构的模式记作SD模式，将基于操作者所期望的CNR(以下称作CNR目标值)的利用X射线自动曝光机构的模式记作CNR模式。
在先技术文献
专利文献
专利文献1：国际公开第2012/033028号
专利文献2：国际公开第2009/069489号
发明的概要
发明要解决的课题
作为具备X射线自动曝光机构的X射线CT装置的一例，说明了专利文献1所公开的X射线CT装置。专利文献1所公开的X射线CT装置基于图像噪声目标值或CNR目标值来控制管电流值，但关于图像重构中的逐次近似处理所带来的画质提升，则完全没有触及。
如上述那样，一般有若要提升重构的图像的画质则辐射剂量就会增大的倾向。期望X射线CT装置的辐射剂量极可能少，另一方面期望尽可能抑制重构的图像的画质的降低。
在该观点中，例如期望在专利文献1的情况下也进一步予以改善。
发明内容
本发明的目的在于，提供一种尽管抑制了与X射线CT装置的辐射剂量有关系的X射线管的管电流值也能使画质的降低较少的X射线CT装置。
用于解决课题的手段
为了达到上述目的，本发明的X射线CT装置，其特征在于，具备：X射线源，其具备X射线管，对被检查者照射X射线；X射线检测器，其检测从所述X射线源照射并透射了所述被检查者的透射X射线；旋转机构，其搭载所述X射线源和所述X射线检测器，并在所述被检查者的周围旋转；系统控制装置，其基于在多个逐次近似处理条件中选择出的逐次近似处理条件以及被输入的拍摄条件以及/或者重构条件来运算所述X射线管的管电流值，并通过所运算出的所述X射线管的管电流值来进行拍摄；和图像重构装置，其基于选择出的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据基于所运算出的所述X射线管的管电流值从所述X射线源照射至所述被检查者、且透射了所述被检查者而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。
另外为了达到上述目的，本发明所涉及的X射线CT装置的断层图像拍摄方法，其特征在于，所述X射线CT装置具备：X射线源，其具备X射线管，对被检查者照射X射线；X射线检测器，其检测从所述X射线源照射并透射了所述被检查者的透射X射线；旋转机构，其搭载所述X射线源和所述X射线检测器，并在所述被检查者的周围旋转；系统控制装 置，其进行拍摄；和图像重构装置，其根据由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构，所述X射线CT装置的断层图像拍摄方法包括：第1步骤，将从多个逐次近似处理条件中选择出的逐次近似处理条件输入到所述系统控制装置；第2步骤，进一步将拍摄条件以及重构条件输入到所述系统控制装置；第3步骤，通过所述系统控制装置，基于选择出的所述逐次近似处理条件和所输入的所述拍摄条件以及/或者所述重构条件，来运算所述X射线管的管电流值；第4步骤，所述系统控制装置通过运算出的所述X射线管的管电流值进行拍摄；和第5步骤，所述图像重构装置，基于选择出的所述逐次近似处理条件以及所述重构条件，根据基于所述管电流值从所述X射线源照射至所述被检查者、且透射了所述被检查者而由所述X射线检测器检测出的透射X射线量，对所述被检查者的断层图像进行重构。
发明的效果
根据本发明，能提供一种尽管抑制了X射线管的管电流值，也不会降低画质的X射线CT装置。
附图说明
图1是用于说明本发明的1个实施例所涉及的整体构成的构成图。
图2是表示图1中的系统控制装置的功能的功能框图。
图3是用于说明实施例1的处理的流程的图。
图4是实施例1的图3的S303的输入画面、和S306的数值表的显示例。
图5是实施例1的图3的S304的选择逐次近似处理类型的选择画面。
图6是实施例1的图3的S306的显示例。
图7是用于说明管电流值的限幅(clipping)的图。
图8是用于说明运用逐次近似处理的情况下的图像噪声降低比例和管电流值降低比例的说明图。
图9是实施例1的图3的S305内与管电压相应的管电流值降低比例的变化曲线。
图10是用于说明计算实施例1的图3的S305内的与管电压相应的合 适的管电流值的处理的流程的图。
图11是实施例1的图3的S305内与视野尺寸相应的管电流值降低比例的变化曲线。
图12是用于说明计算实施例1的图3的S305内与视野尺寸相应的合适的管电流值的处理的流程的图。
图13是实施例1的图3的S305内与逐次近似处理运用后的图像噪声相应的管电流值降低比例的变化曲线。
图14是用于说明计算实施例1的图3的S305内的与逐次近似处理运用后的图像噪声相应的合适的管电流值的处理的流程的图。
图15是实施例1的图3的S305内的与管电压相应的图像噪声降低比例的变化曲线。
图16用于说明利用图像噪声降低比例来计算实施例1的图3的S305内的与管电压相应的合适的管电流值的处理的流程的图。
图17是用于说明实施例2的处理的流程的图。
图18是用于比较实施例2的设定条件和推荐条件的数值比较表的显示例。
图19是用于说明实施例2的图18的(2)推荐条件的图。
图20是用于说明实施例2的图18的(3)推荐条件的图。
图21是用于说明实施例3的处理的流程的图。
图22是用于预先设定实施例3的限制级别的设定画面的示例。
图23是用于说明实施例4的处理的流程的图。
图24是用于预先设定实施例4的推荐级别的设定画面的示例。
图25是用于说明实施例5的处理的流程的图。
图26是用于说明实施例5的图25的S335的处理的管电流值图表、图像噪声预测值图表。
图27是用于说明实施例5的图25的S335的处理的流程的图。
图28是用于说明实施例6的处理的流程的图。
图29是用于说明实施例6的图28的S345的处理的管电流值图表、图像噪声预测值图表。
图30是用于说明实施例6的图28的S345的处理的流程的图。
具体实施方式
以下使用附图来说明本发明所涉及的1个实施方式。
[实施例1]
图1是表示1个实施方式的X射线CT装置1的整体构成的图。X射线CT装置1具备扫描机架部100和操作台120。
扫描机架部100具备：X射线管101、旋转圆盘102、准直器103、X射线检测器106、数据收集装置107、床台105、机架控制装置108、床台控制装置109和X射线控制装置110。X射线管101是对载置在床台105上的被检查者照射X射线的装置。准直器103具备：限制从X射线管101照射的X射线的照射范围的机构、或调整X射线的剂量分布的X射线补偿滤波器。旋转圆盘102具备使载置在床台105上的被检查者进入的开口部104，并搭载X射线管101、X射线检测器106和数据收集装置107，在被检查者的周围旋转。旋转圆盘102作为用于使X射线管101、X射线检测器106、数据收集装置107绕被检查者旋转的旋转机构发挥作用。
X射线检测器106与X射线管101对置配置，是通过检测透射被检查者的X射线来测量透射X射线的空间分布的装置，具有在旋转圆盘102的旋转方向上排列众多X射线检测元件的部分，或者在旋转圆盘102的旋转方向(隧道方向)和旋转轴方向(层面方向)上将众多X射线检测元件进行二维排列的部分等。数据收集装置107是收集由X射线检测器106检测的X射线量作为数字数据的装置。
机架控制装置108是控制旋转圆盘102的旋转的装置。床台控制装置109是控制床台105的上下前后左右移动的装置。X射线控制装置110是控制提供给X射线管101的电力的装置，能分别控制提供给X射线管101的管电压和管电流值。
操作台120具备：输入装置121、图像重构装置122、显示装置125、存储装置123和系统控制装置124。输入装置121是用于输入被检查者姓名、检查日期时间、拍摄条件等需要的信息的装置，具体地具备键盘、指向设备等。图像重构装置122是对从数据收集装置107送出的测量数据进行运算处理来重构CT图像的装置。
显示装置125是显示由图像重构装置122重构的CT图像的装置，具体而言是CRT(Cathode-Ray Tube，阴极射线管)或液晶显示器等。存储装置123是存储由数据收集装置107收集的数据以及由图像重构装置122作制作的CT图像的图像数据的装置，具体地是HDD(Hard Disk Drive，硬盘驱动器)等。系统控制装置124是控制这些装置以及机架控制装置108、床台控制装置109和X射线控制装置110的装置。
通过由X射线控制装置110基于从输入装置121输入的拍摄条件、特别是X射线的管电压或X射线的管电流值等来控制输入到X射线管101的电力，X射线管101将与拍摄条件相应的X射线照射到被检查者。X射线检测器106用众多X射线检测元件检测从X射线管101照射并透射被检查者的X射线，测量透射X射线的分布。旋转圆盘102由机架控制装置108控制，基于从输入装置121输入的拍摄条件、特别是旋转速度等进行旋转。床台105由床台控制装置109控制，基于从输入装置121输入的拍摄条件、特别是螺距等而动作。
通过和旋转圆盘102的旋转一起反复执行来自X射线管101的X射线照射和由X射线检测器106进行的透射X射线分布的测量，来获取来自各种角度的投影数据。将获取的来自各种角度的投影数据发送给图像重构装置122。图像重构装置122通过对发送的来自各种角度的投影数据进行逆投影处理来重构CT图像。将重构而得到的CT图像显示在显示装置125。
图2是表示图1所记载的系统控制装置124的功能的功能框图。图2所示的各部作为系统控制装置124的功能而实现。
系统控制装置124具有：扫描图拍摄控制部201、三维模型生成部202、条件设定部203、管电流值计算部204、管电流值显示控制部205、拍摄控制部206、图像重构控制部207和图像显示控制部208。
扫描图拍摄控制部201控制定位图像(以下称作扫描图)的拍摄，将扫描图的投影数据或图像数据发送给三维模型生成部202。三维模型生成部202对从扫描图拍摄控制部201送来的扫描图的投影数据或图像数据进行解析来生成被检查者的剖面模型或三维模型，将剖面模型或三维模型的数据发送给管电流值计算部204。条件设定部203设定操作者使用输入装 置121根据需要输入的与拍摄相关的设定条件、以及/或者根据需要输入的与图像重构相关的设定条件(以下将这些设定条件记作参数)。将所述设定条件当中的与拍摄相关的参数发送给管电流值计算部204，将图像重构相关的参数发送给图像重构控制部207。
管电流值计算部204基于从三维模型生成部202发送的剖面模型或三维模型的数据、和从条件设定部203发送的拍摄以及/或者与图像重构相关的参数，考虑逐次近似处理的效果来计算沿体轴方向以及旋转方向合适的X射线管电流值，将计算的管电流值发送给管电流值显示控制部205。管电流值显示控制部205将从所述管电流值计算部204发送的管电流值显示在显示装置125，并发送给拍摄控制部206。
拍摄控制部206按照在所述管电流值计算部204计算的管电流值，一边经由机架控制装置108、床台控制装置109和X射线控制装置110在体轴方向以及旋转方向上控制管电流值一边执行拍摄。图像重构控制部207基于从条件设定部203发送的与图像重构相关的参数、和拍摄的投影数据控制所述图像重构装置122来执行被检查者断层图像的重构，将重构的图像存储在存储装置123并发送给图像显示控制部208。
图像显示控制部208将重构的图像显示在显示装置125。
图3是表示与本发明的实施例1相关的动作的流程图。在步骤S301进行被检查者的扫描图拍摄。在步骤S302，使用扫描图的投影数据或图像数据来计算被检查者的三维模型。另外在步骤S301进行被检查者的光学像拍摄和身高、体重测定，也可以在步骤S302进行利用了光学像和身高、体重的被检查者三维模型计算。在步骤S303，由操作者经由输入装置121在显示装置125的显示画面输入与拍摄相关的设定条件和与图像重构相关的设定条件。
作为与拍摄相关的设定条件，能举出图像噪声目标值或CNR目标值、管电流值的上侧阈值(以下记作上限管电流值)、管电流值的下侧阈值(以下记作下限管电流值)、管电压、X射线准直、螺距、旋转速度、焦点尺寸、X射线补偿滤波器的形状、X射线硬化滤波器的有无、重构函数、层面厚度等。也可以取代CNR目标值而设定专利文献1中示出的“基准SD”。作为与图像重构相关的设定条件，能举出重构函数、视野尺寸、层面厚度 等。
图4是显示输入SD模式的情况下设定的参数的输入画面和显示计算结果的显示画面的示例。关于CNR模式的情况，成为与SD模式的情况同样的画面。由于CNR模式的情况和SD模式的情况下，基本的技术思想都相同，因此省略CNR模式的情况的图示以及具体的说明，作为代表说明SD模式的情况。图4(A)是在步骤S303以及步骤S304由操作者输入设定条件时的画面300的输入例，图4(B)是显示基于操作者所输入的设定条件而计算的结果的画面300。
操作者使用图4(A)的画面在输入区310输入图像噪声目标值、上限管电流值、下限管电流值、后述的逐次近似处理级别。例如如位于图4(A)中那样，将图像噪声目标值设为10.0(HU)，将上限管电流值设为500(mA)，将下限管电流值设为100(mA)，将后述的逐次近似处理级别设为5(L₅)，用指向设备或键盘进行输入。也可以通过以下拉从列表化的值中进行选择来输入。
在希望变更所输入的数值的情况下，能将光标放在各栏的希望变更的数值处，用删除键等删去，或重新选择下拉的值来进行变更。确定显示301并不是必须显示并使用，但通过显示在图4所示那样的画面来利用，提升了操作性。
图1中，作为输入装置121能使用指向设备。作为该指向设备例如有鼠标或触控面板等。在图1中，输入装置121和显示装置125图示在各自不同的位置，但这是一个例示，在例如输入装置121具有触控面板的情况下，所述触控面板也可以不是位于图示的输入装置121的位置，而使之配置在显示装置125的显示面上。通过对应于图4所示的显示来触摸显示面的给定的位置来设定输入位置。另外，不仅能从输入装置121所具有的键盘输入信息，还能通过在显示装置125的显示面上进行手写输入来经由触控面板输入数值等所需要的信息。
在步骤S304，操作者从给定的逐次近似处理的条件、例如与逐次近似处理相关的多个类型和级别中选择性地输入任意的类型和级别。首先叙述逐次近似处理级别。
关于逐次近似处理的级别，例如准备L_i(i＝1、2、...、N)的N个 阶段，根据拍摄的目的来进行选择。逐次近似处理级别表征逐次近似处理的强度，逐次近似处理级别越高、即i越大，则图像噪声降低效果越高。
在最小级别的级别1(L₁)下，图像噪声降低效果较低，在应对图像噪声的观点下，为了得到所期望的画质，需要抑制来自X射线管101的X射线照射量的降低来抑制逐次近似处理运用前的图像本身的图像噪声增加，有辐射降低效果降低的倾向。但是，逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果低的级别与逐次近似处理运用前的图像相比，能抑制空间分辨率的劣化，能得到保存了结构物的边缘的图像。
另一方面，在最大级别的级别N(L_N)下，逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果变高，由此能减少来自X射线管101的X射线照射量，有辐射降低效果提高的倾向。但是，有逐次近似处理级别越高，则逐次近似处理所需要的时间越长的倾向。另外，虽然逐次近似处理级别越高则图像噪声降低效果越高，但有图像的空间分辨率易于降低、对象物的边缘容易模糊的倾向。因此，期望考虑诊断目的和拍摄对象等来选择逐次近似处理级别。
在步骤S304的输入操作中，操作者使用显示在显示装置125的图4(A)的画面，对输入区310的逐次近似处理级别的项目选择任意的级别进行输入。
接下来叙述逐次近似处理类型。如后述那样，X射线管101的管电流值基于在步骤S303以及步骤S304输入的设定条件而计算，但该管电流值计算方法有多个方法。可利用多个逐次近似处理的类型，操作者选择适于诊断目的和摄像对象的逐次近似处理的类型。图5是选择逐次近似处理的类型的选择画面。图5是若点击图4的类型变更的显示303就会显示的画面。
基于逐次近似处理的类型的管电流值计算方法的详细在后面叙述，例如有(1)逐次近似处理所带来的管电流值降低比例(图像噪声降低比例)依赖于管电压和处理级别的情况；(2)逐次近似处理所带来的管电流值降低比例(图像噪声降低比例)依赖于视野尺寸和处理级别的情况；(3)逐次近似处理所带来的管电流值降低比例(图像噪声降低比例)依赖于图像噪声和处理级别的情况等。在图5的选择画面400显示上述(1)～(3) 的类型，若点击其类型的显示、并点击确定显示301，便确定了逐次近似处理的类型的选择。对所选择的类型例如涂上颜色或变更字体来和其它类型加以区别。
另外，在希望变更所选择的类型的情况下，点击图4的类型变更显示303，从图5的选择画面重新选择类型来进行变更。将适于逐次近似处理的各类型的管电流值运算方法预先嵌入程序，自动选择与所选择的逐次近似处理类型相应的管电流运算方法。另外，也可以取代图4的类型变更的显示303或图5的选择画面，在图4的输入区310新设置能选择逐次近似处理类型的项目，能以下拉形式等选择逐次近似处理类型。关于管电流值的计算方法的详细在后面叙述。
接下来说明步骤S305。基于在步骤S303由操作者设定的图像噪声目标值(CNR模式的情况下为CNR目标值)、上限管电流值以及下限管电流值等的与拍摄相关的设定条件和在步骤S304由操作者设定的逐次近似处理类型和级别，在步骤S305计算所预测的图像噪声的体轴方向平均值即“平均图像噪声预测值”(CNR模式的情况下为“平均CNR预测值”)、管电流值的最大值以及最小值即“需要的最大管电流值”以及“需要的最小管电流值”、加进限幅等的影响而实际能进行照射的管电流值的拍摄范围内的平均值即“平均管电流值”。平均管电流值被使用于在和以固定管电流值进行拍摄的情况的比较中，对判断管电流值的高低即被检查者的辐射剂量的增减有帮助。
进而，还计算平均管电流值相对于现有的X射线自动曝光机构的管电流值的“管电流值降低比例”和辐射剂量的指标即CTDI(Computed Tomography Dose Index，CT剂量指数)的预测值、根据设定条件和逐次近似处理的反复次数的不同而变动的“图像重构时间”的预测值、根据拍摄条件的不同而变动的被检查者的“屏息时间”等。图像重构时间是估计被检查者每一人从入室起到拍摄、画质确认、退室为止所需要的检查时间的长短的重要要素，通过由操作者估计检查时间，从而能顺利地进行用于下一被检查者的时间安排等。
接下来说明步骤S306。计算通过步骤S305计算的上述的平均图像噪声预测值、需要的最大管电流值、需要的最小管电流值、平均管电流值如 图4(B)所示那样显示在画面300的输出区320。进而，通过步骤S306在画面300的输出区320显示上述的管电流值降低比例和CTDI、图像重构时间、屏息时间。
另外，在显示装置125不仅显示上述的数值，还显示管电流值模型。例如如图6(A)那样和扫描图图像1一起同时显示扫描范围中的体轴方向的管电流值模型2、逐次近似处理运用后预测的图像噪声(以下称作图像噪声预测值)的变化模型3或预测的CNR(以下称作CNR预测值)的变化模型4。在SD模式的情况下如图6(B)那样显示所设定的图像噪声目标值和图像噪声预测值模型3，在CNR模式的情况下如图6(C)那样显示CNR目标值和CNR预测值模型4。
图6(B)以及图6(C)的上侧显示管电流值(mA)的刻度，例如是上限管电流值500(mA)、下限管电流值100(mA)，分别用虚线表征。图6(B)以及图6(C)的下侧分别显示图像噪声值和CNR值的刻度。在图6(B)中用虚线显示图像噪声目标值(例如10HU)，在图6(C)中用虚线显示CNR目标值。
显示装置125既可以将它们同时显示，也可以仅显示管电流值模型2。另外，也可以取代图像噪声预测值模型3而显示用图像噪声预测值除以图像噪声目标值而得到的值的变化模型或图像噪声预测值相对于图像噪声目标值的误差的变化模型。也可以取代CNR预测值模型4而显示用CNR预测值除以CNR目标值而得到的值的变化模型或CNR预测值相对于CNR目标值的误差的变化模型。如此，通过将图6(B)的图表和图6(C)的图表与图6(A)的扫描图的图像对比进行显示，具有易于在与被检查者的各部位建立对应的同时确认管电流值I是否合适(例如后述的限幅的有无)的效果。
在此，存在下述这样的限幅的情况：在步骤S305计算的管电流值I超过在步骤S303由操作者设定的上限管电流值的情况下，管电流值I整体受上限管电流值限制，在低于在步骤S303由操作者设定的下限管电流值的情况下，管电流值I整体受到下限管电流值的限制。图7是用于说明限幅的体轴方向的管电流值图表。
在图7中，图表的轴的1个是被检查者的体轴，另1个是X射线管 101的管电流值的运算结果。管电流值模型5是出现基于上限管电流值的限幅的情况下的示例，管电流值模型6是未出现限幅的情况下的示例，管电流值模型7是出现基于下限管电流值的限幅的情况下的示例。管电流值模型5、6、7所示的图表分别是图6(B)或图6(C)的管电流值模型2的一例。
在对体格大的被检查者进行拍摄的情况下，或者对肩和骨盆那样X射线的减弱大的部位进行拍摄的情况下，由于为了维持画质而需要高的管电流值，因此易于如管电流值模型5那样出现基于上限管电流值的限幅(71、72)。在出现基于上限管电流值的限幅(71、72)的情况下，由于只能以低于需要的管电流值的管电流值进行照射，因此结果上图像噪声变得高于图像噪声目标值，或者CNR变得低于CNR目标值，不能达到图像噪声目标值或者CNR目标值。
另外，在如管电流值模型7那样出现基于下限管电流值的限幅(73、74)的情况下，由于照射的X射线量变得多于需要量，因此对被检查者的辐射剂量增大。
通过将这些管电流值模型5、6、7所示那样的图表显示在图6(B)、图6(C)的管电流值模型2中，操作者能一眼在视觉上确认是否出现限幅，能容易地判断是否需要重新审视设定条件。
也可以和图6所示的图表一起将记载前述的数值信息的数值表(图4)显示在显示装置125。通过图4(B)的数值表，还能在数值上掌握需要的最大管电流值超过上限管电流值的情况下、或需要的最小管电流值低于下限管电流值的情况下出现限幅这一情况。通过以上，操作者能定量地掌握设定的条件，能有效运用于设定条件的判断。
接下来说明步骤S307。操作者根据显示在显示装置125的信息判断管电流值、图像噪声预测值或CNR预测值、和图像噪声目标值或CNR目标值的平衡是否合适，例如在步骤S307判断在出现管电流值的限幅的情况下是否对其进行容许。在判断为不容许的情况下(NG)前进到步骤S308，在判断为容许的情况下(OK)前进到步骤S309。在判断为容许的情况下(OK)点击图4的确定显示301来确定输入。对在当前时间点选择的逐次近似处理级别予以设定、即确定。该确定的逐次近似处理级别在后述的 步骤S310的运算处理中使用。
接下来说明步骤S308。操作者返回步骤S303或步骤S304，变更设定的数值来进行重新设定，使得管电流值、图像噪声预测值或CNR预测值、和图像噪声目标值或CNR目标值的平衡成为合适。在希望变更逐次近似处理条件的情况下(是)返回S304，在希望变更其它设定条件的情况下(否)返回S303。例如在出现基于上限管电流值的限幅的情况下，为了降低需要的管电流，选择更高的级别的逐次近似处理、或者设定更高的图像噪声目标值或更低的CNR目标值即可。在能将上限管电流值设定得更高的情况下，设定为较高即可。
在步骤S303或步骤S304的数值的重新设定中，例如能将光标放在图4(B)所显示的输入区310的希望变更的数值，用删除键等删去并重新输入数值，由此予以变更。
在步骤S309，按照在步骤S305计算的管电流值I，在体轴方向以及旋转方向上实施X射线管电流值I下的拍摄。
在步骤S310中，按照在上述的步骤S303设定的与图像重构相关的设定条件以及在步骤S304设定的逐次近似处理条件来进行图像重构的处理。在图像重构的方法中主要有被称作应用了逐次近似的重构法的重构法(以下称作逐次近似应用法)以及逐次近似重构法。不管哪一方法都在图像重构的过程中施予反复处理来获得图像噪声降低效果。
逐次近似应用法能分类为在投影空间进行反复处理的逐次近似应用法、在图像空间进行反复处理的逐次近似应用法、在投影空间以及图像空间进行反复处理的逐次近似应用法这3种。例如，在投影空间进行反复处理的逐次近似应用法中，在投影空间内反复实施投影数据的平滑化处理，对降低了噪声的投影数据进行逆投影，由此得到图像数据。在图像空间进行反复处理的逐次近似应用法中，对将投影数据逆投影而得到的图像数据在图像空间内反复实施平滑化处理，由此降低图像噪声。在投影空间以及图像空间进行反复处理的逐次近似应用法，在投影空间和图像空间均实施平滑化处理，降低噪声。
3种逐次近似应用法通常都是进行1次逆投影，与此相对，逐次近似重构法在初始图像作成后反复实施从图像数据向投影数据的正投影以及 从投影数据向图像数据的逆投影来降低图像噪声。逐次近似重构法由于反复投影和逆投影，因此与逐次近似应用法相比需要更多的处理时间，但能得到精度更高的图像噪声降低效果。
在本实施例中，在步骤S304设定的逐次近似处理的类型与上述任一者的逐次近似应用法或逐次近似重构法建立对应。即，按照在步骤S304设定的逐次近似处理的类型，使用上述任一者的逐次近似应用法或逐次近似重构法来进行图像重构。
在以上运用逐次近似处理的情况下，能在利用逐次近似处理的图像噪声降低效果来比现有的X射线自动曝光机构更加降低辐射的基础上，提供操作者所期望的图像噪声或CNR那样的图像。
对步骤S305的详细动作进行说明。运用逐次近似处理的情况下的图像噪声降低比例存在根据各种设定条件的不同而出现偏差的情况。在此预先通过虚拟拍摄针对各种设定条件测量运用了逐次近似处理的情况下的图像噪声降低比例P。
图8是用于说明运用了逐次近似处理的情况下的图像噪声降低比例P和管电流值降低比例R的图。在未运用逐次近似处理的情况下，一般在管电流值I与图像噪声N之间以下的关系式成立。
[数式1]
N∝1I]]>
若用图来表征(数式1)，则成为图8的90所示的曲线。若将逐次近似处理运用前的图像噪声设为Nx，将逐次近似处理运用后的图像噪声设为Ny，则图像噪声降低(Nx-Ny)成为图8所示的箭头94。因而，图像噪声降低比例P能如(数式2)那样计算。
[数式2]
P=Nx-NyNx]]>
在未运用逐次近似处理的情况下，为了达到图像噪声Nx而需要管电流Ix，为了达到图像噪声Ny而需要管电流Iy(高于Ix的管电流值)。但是，在运用逐次近似处理的情况下，能通过不是管电流值Iy而是更低的管电流值Ix下的拍摄来达到图像噪声Ny。即，通过运用逐次近似处理，为 了达到与过去同等的图像噪声，能以比过去更低的管电流值进行拍摄。管电流值的降低(Iy-Ix)成为图8所示的箭头92。因而管电流值降低比例R能如(数式3)那样计算。
[数式3]
R=Iy-IxIy]]>
该管电流值降低比例R能通过(数式1)、(数式2)、(数式3)使用图像噪声降低比例P写成如下。
[数式4]
R＝1-(1-P)²
(数式4)是用于得到与过去相同的图像噪声值的管电流值降低比例R，但作为用于得到与过去相同的CNR的管电流值降低比例R也成立。在此设定的CNR是将识别对象物和其周围组织的平均的CT值差(以下称作对比度)除以图像噪声的值而得到的值。对比度由于在逐次近似处理的运用前后不变，因此只要图像噪声能达到与过去同等的值，则也能达到CNR。
作为对图像噪声降低比例作出贡献的各种参数例如能举出管电压、X射线准直、螺距、旋转速度、焦点尺寸、X射线补偿滤波器的形状、X射线硬化滤波器的有无、重构函数、层面厚度、视野尺寸、被检查者尺寸、被检查者位置、被检查者的投影数据值、被检查者的投影数据的累积值等。
管电压、X射线准直、螺距、旋转速度、焦点尺寸、X射线补偿滤波器的形状、X射线硬化滤波器的有无、重构函数、层面厚度取比较少数的选项中的任一者的值(例如管电压为80kV、100kV、120kV、140kV这4种的任一者)，与此相对，视野尺寸、被检查者尺寸、被检查者位置、被检查者的投影数据值、被检查者的投影数据的累积值取大量的连续的值(例如在视野尺寸中为30～500mm的任一者)。对作为前者的代表在类型1中计算管电压、作为后者的代表在类型2中计算相对于视野尺寸合适的管电流值的方法的一例。另外，将图像噪声降低比例依赖于图像噪声本身的情况下的合适的管电流值计算方法的一例作为类型3来进行说明。
〔类型1：逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于管电压的 情况〕
首先叙述逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于管电压的情况。按每个管电压对逐次近似处理级别测量图像噪声降低比例，按照(数式4)计算管电流值降低比例R。例如，预先计算出管电流值降低比例R作为将逐次近似处理级别数值化后的值L的n阶函数(图9)。在此L并不一定非要限定在整数。在存储装置123中按每个管电压(kV)预先存储n阶函数的n阶的系数a_i，kV(i＝0、1、2、...、n)。图10是表示这样的条件下的步骤S305的详细的动作的流程图。
在步骤S401，根据由操作者在步骤S303设定的管电压，由系统控制装置124从存储装置123中读出n阶函数的系数a_i，kV(i＝0、1、2、...、n)。
接下来在步骤S402，根据由操作者在图3的步骤S304选择的逐次近似处理级别L，如(数式5)那样计算管电流值降低比例R(kV，L)。将不运用逐次近似处理的情况设为R(kV，L)＝0。
[数式5]
R(kV,L)=Σi=0nai,kVLi]]>
在步骤S403，计算与现有的X射线自动曝光机构同样不考虑逐次近似处理的情况下的体轴方向(层面位置：z)以及旋转方向(X射线管位相角：θ)的每个方向的X射线管电流值I₀(z，θ)。
在步骤S404，使用管电流值I₀(z，θ)以及由(数式5)计算出的管电流值降低比例R(kV，L)，根据(数式6)，按体轴方向以及旋转方向的每个方向计算考虑了逐次近似处理的X射线管电流值I(z，θ)。
[数式6]
I(z，θ)＝(1-R(kV，L))×I₀(z，θ)
在此示出计算管电流值降低比例R来作为n阶的多项式的示例，但函数并不限于多项式。另外，虽然示出按每个管电压保持管电流值降低比例来作为“逐次近似处理级别的函数”的示例，但也可以按每个逐次近似处理级别保持为“管电压的函数”，还可以“表格化”来作为逐次近似处理级别和管电压的矩阵来予以保持。
在以上逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于取比较少数的选项的任一者的值的参数的情况下，能进行逐次近似处理运用时的合适的管电流值计算。
〔类型2：逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于视野尺寸的情况〕
接下来叙述逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于视野尺寸的情况。按每个逐次近似处理级别对代表性的视野尺寸测量图像噪声降低比例，按照(数式4)计算管电流值降低比例R。例如，如图11所示那样，预先计算管电流值降低比例R来作为视野尺寸f的n阶函数。在存储装置123中按每个逐次近似处理级别(L)预先存储n阶函数的n阶的系数b_i，L(i＝0、1、2、...、n)。图12是表示这样的条件下的步骤S305的详细的动作的图。
在步骤S501，对应于由操作者在步骤S304设定的逐次近似处理级别L，系统控制装置124从存储装置123中读出n阶函数的系数b_i，L(i＝0、1、2、...、n)。
在步骤S502，对应于由操作者在步骤S303设定的视野尺寸f，如(数式7)那样计算管电流值降低比例R(f，L)。将不运用逐次近似处理的情况设为R(f，L)＝0。
[数式7]
R(f,L)=Σi=0nbi,Lfi]]>
步骤S403由于与图10的步骤S403在动作内容上大致相同，因此省略说明。
在步骤S504，使用管电流值I₀(z，θ)以及由(数式7)计算出的管电流值降低比例R(f，L)，根据(数式8)，按体轴方向以及旋转方向的每个方向计算考虑了逐次近似处理的X射线管电流值I(z，θ)。
[数式8]
I(z，θ)＝(1-R(f，L))×I₀(z，θ)
在以上逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于取连续的值的参数的情况下，能精度良好地进行逐次近似处理运用时的合适的管电流 值计算。
〔类型3：逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于图像噪声本身的情况下〕
接下来叙述逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于图像噪声本身的情况。按每个逐次近似处理级别对代表性的图像噪声测量图像噪声降低比例，按照(数式4)计算管电流值降低比例R。
在此，关于管电流值降低比例R，期望不是作为逐次近似处理运用前的图像噪声Nx而是作为逐次近似处理运用后的图像噪声Ny的函数保持在系统中。在通过逐次近似处理运用而图像噪声Nx降低到图像噪声Ny的情况下，能捕捉为“能够为了得到图像噪声Ny的图像而将管电流值降低R”。图像噪声Ny是逐次近似处理运用后要达到的图像噪声，在SD模式下相当于图像噪声目标值，在CNR模式下相当于专利文献1中示出的“基准SD”。进而由于知道由现有的X射线自动曝光机构达到图像噪声Ny所需要的管电流值是I₀，因此只要保持管电流值降低比例R作为逐次近似处理运用后的图像噪声Ny的函数，就能容易地计算利用了逐次近似处理的情况下的合适的管电流值。
例如，预先计算管电流值降低比例R来作为逐次近似处理运用后的图像噪声t的n阶函数(图13)。在存储装置123中按每个逐次近似处理级别(L)预先存储n阶函数的n阶的系数c_i，L(i＝0、1、2、...、n)。图14是表示这样的条件下的步骤S305的详细的动作的图。
在步骤S601，对应于由操作者在步骤S304设定的逐次近似处理级别L，系统控制装置124从存储装置123中读出n阶函数的系数c_i，L(i＝0、1、2、...、n)。
在步骤S602，对应于由操作者在步骤S303设定的图像噪声目标值或基准SD，如(数式9)那样计算管电流值降低比例R(t，L)。将不运用逐次近似处理的情况设为R(t，L)＝0。
[数式9]
R(t,L)=Σi=0nci,Lti]]>
步骤S403的动作由于与图10的步骤S403大致相同，因此省略说明。
在步骤S604，使用管电流值I₀(z，θ)以及由(数式9)计算出的管电流值降低比例R(t，L)，根据(数式10)，按体轴方向以及旋转方向的每个方向来计算考虑了逐次近似处理的X射线管电流值I(z，θ)。
[数式10]
I(z，θ)＝(1-R(t，L))×I₀(z，θ)
通过计算管电流值降低比例R来作为不是逐次近似处理运用前的图像噪声而是逐次近似处理运用后的图像噪声的函数，能容易地计算利用了X射线自动曝光机构使用时所设定的图像噪声目标值或基准SD的值的合适的管电流值。在以上逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于图像噪声的情况下，能进行逐次近似处理运用时的合适的管电流值计算。
以上示出在步骤S305使用逐次近似处理运用所带来的管电流值降低比例来计算合适的管电流值的方法，但也可以使用逐次近似处理运用所带来的图像噪声降低比例来计算合适的管电流值。作为示例示出在类型1中使用图像噪声降低比例来计算合适的管电流值的方法。
〔类型1的另外的方法：逐次近似处理所带来的图像噪声降低效果依赖于管电压的情况下使用图像噪声降低比例来计算合适的管电流值的方法〕
按每个管电压对逐次近似处理级别测量图像噪声降低比例P。预先计算图像噪声降低比例P来作为将逐次近似处理级别数值化的值L的n阶函数(图15)。在存储装置123按每个管电压(kV)预先存储n阶函数的n阶的系数d_i，kV(i＝0、1、2、...、n)。图16是表示这样的条件下的步骤S305的详细的动作的图。
在步骤S701，对应于由操作者在步骤S303设定的管电压，系统控制装置124从存储装置123读出n阶函数的系数d_i，kV(i＝0、1、2、...、n)。
在步骤S702，对应于由操作者在步骤S304选择出的逐次近似处理级别L，如下式那样计算图像噪声降低比例P(kV，L)。在不运用逐次近似处理的情况下设为P(kV，L)＝0。
[数式11]
P(kV,L)=Σi=0ndikVLi]]>
在步骤S703，与现有的X射线自动曝光机构同样地计算不考虑逐次近似处理的情况下的基准管电流值I_ref下的体轴方向的图像噪声预测值S₀(z)。
在步骤S704，按照下式计算在基准管电流值I_ref下运用逐次近似处理的情况下预测的体轴方向的图像噪声预测值S(z)。
[数式12]
S(z)＝(1-P)×S₀(z)
在步骤S705，对应于由操作者在S303设定的图像噪声目标值或基准SD即t，按照下式，按体轴方向以及旋转方向的每个方向计算考虑了逐次近似处理的X射线管电流值I(z，θ)。
[数式13]
I(z,θ)=Iref×(S(z)t)2×k·{(1+α(z))+(1-α(z))·cos(β·θ)}]]>
其中，α(z)、β、k是比例常数。(数式13)是专利文献2的(数式5)所示的公式，是根据图像噪声预测值S(z)求取X射线管电流值I(z，θ)时常用的公式。求取X射线管电流值I(z，θ)的方法并不限于上述的方法，也可以在用(数式11)计算图像噪声降低比例P(kV，L)后用(数式4)计算管电流值降低比例R，根据(数式6)来求取X射线管电流值I(z，θ)。
如以上说明的那样，通过利用了逐次近似处理运用所带来的图像噪声降低比例的处理，也能够进行逐次近似处理运用时的合适的管电流值计算。
[实施例2]
图17是表示与本发明的实施例2相关的动作的图。标注与图3相同的标号的步骤是大致相同的动作。与图3所示的实施例1的不同点在于，在步骤S311向操作者提示推荐条件这一点。在此作为示例，作为SD模式的推荐条件，说明与逐次近似处理级别的设定和图像噪声目标值的设定相关的条件。在CNR模式的情况下也能同样地进行推荐条件的设定。以下 详细叙述步骤S311。其它步骤由于与图3相同，因此省略说明。
在图17的步骤S307，根据输入指示等来判断在先前的步骤S306显示的X射线管101的电流值等是否是能容许的值。在例如图像噪声预测值模型超过图像噪声目标值的情况下，为了确保某个程度的剂量，只要将上限管电流值设定得较高、或者设定更高的图像噪声目标值即可。也可以如在实施例2的步骤S311示出的那样显示推荐条件，通过如此地提示推荐条件，操作者能更容易并合适地设定期望的逐次近似处理级别。
在步骤S311，提示在操作者针对设定过一次的条件重新设定设定条件时起作用的推荐条件。图18是对由操作者设定的条件和推荐条件进行比较而提示的数值比较表500的显示例。在数值比较表中比较显示逐次近似处理级别、图像噪声目标值(CNR模式的情况下为CNR目标值)、平均图像噪声预测值(CNR模式的情况下为平均CNR预测值)、上限管电流值、下限管电流值、需要的最大管电流值、需要的最小管电流值、平均管电流值、图像重构时间等的信息。数值比较表500的“*”标记表示由操作者设定的参数。
在重新设定设定条件时，例如可以与“确定”显示301、“类型变更”显示303一起将“推荐条件”(未图示)显示在图4(A)的画面，若点击该显示时则数值比较表500被显示，也可以默认在图4(A)显示数值比较表500。在进行重新设定时，操作者既可以一边看着数值比较表500一边输入数值，也可以附上“(1)推荐条件输入”、“(2)推荐条件输入”等的显示(未图示)，若点击这些显示则推荐条件的数值被自动输入。
图18的(2)推荐条件和(3)推荐条件是用于在(1)设定条件下出现基于上限管电流值的限幅的情况下避免该限幅的条件。(2)推荐条件是通过使用与(1)设定条件相同的图像噪声目标值10.0HU(CNR模式的情况下为CNR目标值)并利用高于设定条件的逐次近似处理级别3的级别5的逐次近似处理的图像噪声降低效果来降低管电流值的模式。如图18所示那样，若运用(2)的推荐条件，则需要的最大管电流值从(1)的设定条件670(mA)下降到480(mA)，减少约30％。可知关于需要的最小管电流值，也从(1)的设定条件的350(mA)下降到250(mA)，减少约30％。其中，存在由于利用高级别的逐次近似处理从而反复处理的次 数增加、图像重构时间变长的情况。在本实施例中，如图18所示那样，虽然在(1)设定条件下图像重构时间为30(s)，但在(2)设定条件下变长到50(s)。
(3)的推荐条件是通过使用与(1)设定条件相同的逐次近似处理级别并设为稍高的图像噪声目标值(或稍低的CNR目标值)来降低管电流值的模式。具体地，如图18所示那样，在(1)的设定条件下将图像噪声目标值设为10.0HU，在(3)的推荐条件下将图像噪声目标值设为稍高的目标值11.8HU。在(3)的推荐条件下，由于逐次近似处理级别保持和(1)的设定条件相同的级别3不变更，因此图像重构时间是与(1)的设定条件相同的30(s)。
接下来将选择(2)(3)的推荐条件的情况下的管电流值模型、图像噪声预测值模型(SD模式的情况)和(1)的设定条件进行比较并使用图19、图20来叙述。首先，使用图19来叙述选择了图18的(2)推荐条件的情况下的管电流值模型、和图像噪声预测值模型。
在图18的(1)设定条件下，如图19(A)的管电流值模型11那样，在图中由181、182示出的部分出现基于上限管电流值的管电流值的限幅。即，在体轴方向上存在管电流值达到需要的管电流值的部位，若直接进行拍摄，则会如图19(B)的图像噪声预测值模型13那样，在出现管电流值的限幅的部分181、182出现图像噪声超过图像噪声目标值的层面。为此在图18所示的(2)的推荐条件下运用能避免限幅的逐次近似处理级别5。通过从图18(1)设定条件的逐次近似处理级别3变更为(2)的逐次近似处理级别5，从而能利用更高级别的逐次近似处理的图像噪声降低效果。如此，能以图19(A)的管电流值模型12那样的低剂量达到图19(B)的图像噪声预测值模型14那样的图像噪声目标值。在(2)推荐条件下代表性地显示一例，但在相符的逐次近似处理级别存在多个的情况下，也可以显示多个。
接下来使用图20来叙述选择了图18的(3)推荐条件的情况下的管电流值模型和图像噪声预测值模型。首先，与图19相同，在图20(A)示出图18的(1)设定条件的管电流值模型11，在图20(B)示出(1)设定条件的图像噪声预测值模型13。
在图18的(3)推荐条件下，不变更逐次近似处理级别地提供能避免限幅的图像噪声目标值(CNR模式的情况下为CNR目标值)。通过将图像噪声目标值设定得稍高(CNR模式的情况下将CNR目标值设定得稍低)，能如图20(A)所示那样将需要的管电流值抑制得如管电流值模型22那样较低。若以管电流值模型22进行拍摄，则如图20(B)所示那样图像噪声变得成为图像噪声预测值模型24那样，能得到满足设定得稍高的图像噪声目标值的结果。由于在体轴方向上能得到恒定的图像噪声，因此能得到与图像噪声预测值模型13相比图像噪声的均匀性更卓越的图像。
进而，若想要得到在图18(1)设定条件设定的现有的图像噪声目标值，则能通过事后变更与图像重构相关的设定条件来重新进行重构的功能(以下称作后期重构(post reconstruction))来实现。在后期重构时，若利用比拍摄时的级别更高的级别的逐次近似处理的图像噪声降低效果，就能得到如图20(B)所示的图像噪声预测值模型25那样由设定条件(1)设定的图像噪声目标值。在图18的数值比较表中显示后期重构时要使用的推荐级别和那时预测的图像噪声。
另外，虽然也可以如所公开的那样，将螺距重新设定得慢、将旋转速度重新设定得较慢等来避免限幅，但这种情况下发生被检查者的屏息时间变长这样的缺点的可能性较高。若如上述那样仅通过逐次近似处理级别、图像噪声目标值或CNR目标值的设定就能避免限幅，则能不增大被检查者的负担地得到质量良好的图像。
通过如以上那样提示合适的推荐条件，从而操作者能够有效运用在设定条件的重新设定中。在过去出现限幅的拍摄条件中，也能通过利用逐次近似处理的图像噪声降低效果来实现避免了限幅的拍摄。
[实施例3]
图21是表示与本发明的实施例3相关的动作的图。附加与图3所示的实施例1相同标号的步骤表示大致相同的动作。与实施例1、2的不同点在于，在实施例1、2中，在步骤S304选择任意的逐次近似处理级别，与此相对，在本实施例中，在步骤S314对能选择的逐次近似处理级别设置限制。在实施例2中，为了避免管电流的限幅而显示推荐条件，这是在运算X射线管的管电流值后进行显示，本实施例在运算X射线管的管电 流值之前的逐次近似处理级别的选择时显示。以下准备逐次近似处理级别为L_i(i＝1、2、...、N)的N个阶段，i越大则逐次近似处理的图像噪声降低效果越高。
若运用高级别的逐次近似处理，则有对象物的边缘易于模糊的倾向。在诊断识别对象的直径小、且对比度低的对象物的检查中，通过实施利用了高级别的逐次近似处理的过度的低剂量拍摄从而会有因边缘模糊的影响导致对象物的视觉辨识性降低的可能性。为此，期望例如根据检查目的对能选择的逐次近似处理级别设置限制值(以下称作限制级别)。
将限制级别预先根据检查目的登记在拍摄协议中。例如图22是按每个部位、管电压、体重表示限制级别的表600。表600也可以按每个逐次近似处理类型准备。如前述那样，在最小级别的级别1中以边缘模糊少的拍摄为优先，能得到维持了高空间分辨率的图像，但辐射降低效果变低。另一方面，在最大级别下以辐射降低为优先，能实现低辐射下的拍摄，但有图像的空间分辨率易于变低的倾向。
如图22的限制级别的表600所示那样，例如在肺野且体重不足40kg的被检查者的拍摄中，由操作者判断为希望以辐射降低为优先的情况下，通过将限制级别较高地设定为7等，能进行级别7以下的任意级别的拍摄。另外，在腹部且管电压120kV以上且体重为80kg以上的被检查者的拍摄中，由操作者判断为相比于辐射降低更优先维持画质、且希望避免低剂量拍摄所引起的边缘模糊或视觉辨识性降低的情况下，通过将限制级别较低地设定为3等，能预先从选项中删除级别4以上的低剂量拍摄。
限制级别并不限于部位、管电压、体重，还能使用年龄、BMI或诊断所需要的最小识别直径这样的指标进行设定。若是在床台等中嵌入体重测定机构的装置，则只要读入体重测定值并用于区分不同情况即可，若具有能在CT检查时登记被检查者的体重的功能，则只要使用该功能并输入体重从而用于区分不同情况即可。也可以取代体重而通过在S302计算的被检查者三维模型的尺寸来区分不同情况。以下对步骤S314进行具体叙述。由于其它步骤与图3所示的相同步骤在动作上大致相同，因此省略说明。
在步骤S314，仅能从成为限制级别以下的逐次近似处理级别中选择任意的逐次近似处理级别。具体地，在图4的输入区310，预先按照在表600 设定的条件仅将限制级别以下的逐次近似处理级别以下拉形式提供给操作者，操作者能从这当中选择逐次近似处理级别。或者，在对图4的输入区310进行输入时，在操作者用键盘等输入超过了限制级别的逐次近似处理级别的情况下，发出警告消息等来唤起注意，使超过限制级别的逐次近似处理级别的设定无效。在使操作者能根据检查目的一边看着限制级别的表600一边输入限制级别以下的级别的数值地设定设定条件时，也可以与“确定”显示301、“类型变更”显示303一起将“限制级别”显示在图4(A)的画面，若点击该显示，则显示限制级别的表600，也可以默认和图4(A)一起显示限制级别的表600。
通过以上，由于在选择逐次近似处理的级别时，根据检查目的设置限制级别，因此能通过预先设定限制级别来防止图像的边缘模糊，能进行避免了过度的低剂量拍摄的拍摄。另外，通过提示限制级别，能合适地设定与被检查者的条件符合的拍摄条件，特别是能合适地设定管电流值，能比较容易地得到与被检查者的状态相应的期望的画质的图像。
[实施例4]
图23是表示本发明的实施例4相关的动作的图。与图3相同的步骤用相同的步骤编号表示。与实施例1～3的不同点在于，在步骤S320向操作者提示被推荐的逐次近似处理级别(以下称作推荐级别)，默认作为逐次近似处理级别进行自动设定。此时，也可以不进行自动设定，而是操作者看着被提示的推荐级别手动进行设定。在实施例3中，在图22的表600中按每个部位、管电压、体重预先提示限制级别，需要操作者选择限制级别以下的级别。在本实施例中，由于显示在图24的表700的推荐级别是自动(或手动)设定的，因此能更加减轻操作者的操作负担。表700也可以按每个逐次近似处理类型准备。
推荐级别预先根据检查目的登记到拍摄协议中。例如图24是表示用于按每个部位、管电压、体重预先设定推荐级别的设定画面的示例的图。例如将对部位为肺野且体重不足40kg的被检查者进行拍摄的情况下的推荐级别设定为5。图22所示的限制级别为7，将推荐级别设定为低于7的值5。另外，作为另外的示例，将对部位为腹部且管电压120kV以上且体重为80kg以上的被检查者进行拍摄的情况下的推荐级别设定为2。图22 所示的限制级别为3，这种情况下也将推荐级别设定为低于3的值2。关于其它体重或部位也是同样，将推荐级别设定为低于限制级别的值即可。
另外，推荐级别并不限于部位、管电压、体重，也可以使用年龄、BMI、诊断所需要的最小识别直径这样的指标来进行设定。若是在床台等嵌入体重测定机构的装置，则只要读入体重的测定值而用于区分不同情况可，若是能在CT检查时登记被检查者的体重的功能，则使用该功能输入体重而用于区分不同情况可。也可以取代体重而通过在S302计算的被检查者三维模型的尺寸来进行区分不同情况。也可以取代体重而通过在S302计算出的被检查者三维模型的尺寸进行区分不同情况。以下对S320的推荐级别的设定进行叙述。其它步骤由于与图3相同，因此省略说明。
在步骤S320向操作者提供推荐级别，能够以推荐级别为参考来选择级别。具体地，预先编入图4的输入区310中使得能按照表700中设定的条件自动设定推荐级别。或者也可以在设定级别时，与“确定”显示301、“类型变更”显示303一起将“推荐级别”显示在图4(A)的画面，若点击该显示，则显示推荐级别的表700，也可以默认和图4(A)一起显示推荐级别的表700，操作者对应于检查目的一边看着表700一边手动输入级别的数值。
在步骤S308判断为需要变更逐次近似处理级别的情况下，如实施例1所示那样，使得能够在步骤S304选择任意的逐次近似处理级别。此时，可以如实施例3说明的那样，显示图22所示的限制级别的表600，也可以再度显示图24所示的推荐级别的表700。
通过以上，操作者能立即使用适于标准使用的逐次近似处理级别，能实现降低了选择逐次近似处理级别的工夫的操作。
[实施例5]
在实施例2中示出了在出现基于上限管电流值的限幅的情况下，通过变更逐次近似处理级别、或者变更图像噪声目标值或CNR目标值来避免限幅的方法。但是，实施例2的方法很有可能会实施过度的低剂量拍摄。如在实施例3也叙述的那样，过度的低剂量拍摄易于引起对象物的边缘模糊，有时并不推荐。根据这样的背景，也有些情况下和利用了高级别的逐次近似处理的过度的低剂量拍摄相比，拍摄时更加期望利用弱～中级别的 逐次近似处理来保持某种程度的剂量(管电流值)不变地实施拍摄。但是在这种情况下，依然出现基于上限管电流值的限幅而不能达到图像噪声目标值或CNR目标值的可能性较高。
为此，在本实施例中示出在出现了基于上限管电流值的限幅的情况下也不变更剂量地实现图像噪声目标值或CNR目标值的方法。
图25是表示与本发明的实施例5相关的动作的图。与图3相同的标号的步骤是大致相同的动作，省略详细说明。
与实施例1～4同样，在步骤S303和S304由操作者选择拍摄/重构条件和逐次近似处理级别。设定画面能利用与图4(A)的画面同样的画面。基本上，基于所选择的逐次近似处理级别进行图像重构，但与实施例1～4的不同点在于，在步骤S335进一步按每个层面计算最佳的重构用逐次近似处理级别，并运用在步骤S340的图像重构中。在实施例3～4中，按被检查者的每个诊断目的设定最佳的重构用逐次近似处理级别，运用在图像重构中，但在例如在一次的拍摄中进行从肺野到腹部的较长的拍摄范围的拍摄的情况下，由于必须将设定条件缩小到肺野或腹部中的某一者，因此不管对哪一个部位而言，都存在不再是最佳条件的问题。
另外，为了避免这种情况，由于不得不对肺野和腹部分开进行条件设定，并分割为两次拍摄，因此条件设定的操作变得烦杂，存在拍摄花费时间、吞吐率降低这样的问题。在本实施例中，按每个层面计算用于实现图像噪声目标值或CNR目标值的最佳的重构用逐次近似处理级别。与实施例1～4不同，由于对每个层面都以最佳的逐次近似处理级别进行图像重构，因此比实施例1～4的图像重构多花费一些时间。
以下作为示例叙述SD模式。图26是用于说明步骤S335的处理的管电流值图表(A)、图像噪声预测值图表(B)。如图26(A)所示那样，针对以出现基于上限管电流值的限幅的管电流值模型30进行了拍摄的情况。这时，图26(B)所示的逐次近似处理运用前的图像噪声，在如图像噪声预测值模型31所示那样，在管电流值不足的层面、即出现管电流值的限幅的部分(251、252)的层面变大，不再是恒定值。若就这样在全层面运用在步骤S304选择的逐次近似处理级别，则在管电流值不足的层面(251、252)图像噪声就会变得大于图像噪声目标值。为此，在步骤S335， 对于管电流值不足的层面(251、252)，为了实现图像噪声目标值而计算最佳的逐次近似处理级别。图27是表示步骤S335的详细的动作的图。以下说明图27的详细的动作。
对步骤S801进行说明。将构成层面位置z所需要的X射线管位相角设为θ＝θ₁、θ₂、...、θ_M。按照下式计算考虑了在步骤S304选择的逐次近似处理级别的情况下每个重构图像的层面所需要的平均管电流值I(z)。其中，每个层面、位相角的管电流值I(z，θ)是用(数式6)或(数式13)计算出的理论上的运算值，设为不考虑限幅的影响的阶段的管电流值。
[数式14]
I(z)=1MΣθ=θ1θMI(z,θ)]]>
在步骤S802，将在步骤S303由操作者设定的上限管电流值设为I_U，进行和平均管电流值I(z)的比较。对于I(z)＞I_U、即需要的管电流值超过上限管电流值的层面(例如图26(A)的251、252部分的层面)，前进到步骤S803，对于I(z)≤I_U、即能以需要的管电流值进行拍摄的层面，前进到步骤S807。
在步骤S803，对于不能以需要的管电流值进行拍摄的层面，按照下式计算不考虑逐次近似处理的情况下的每个层面的平均管电流值I₀(z)。
[数式15]
I0(z)=1MΣθ=θ1θMI0(z,θ)]]>
在步骤S804，在出现限幅的部分251、252，在将管电流值I(z)设定为上限管电流值I_U进行拍摄的情况下，按照下式计算相对于不考虑逐次近似处理的管电流值I₀(z)的管电流值降低比例R(z)。
[数式16]
R(z)=I0(z)-IUI0(z)]]>
在步骤S805，为了达到图像噪声目标值，需要在图像重构运用更高的级别的逐次近似处理来弥补管电流值降低比例R(z)份。按照下式计算为了弥补管电流值降低比例R(z)而需要的逐次近似处理的图像噪声降 低比例P(z)。
[数式17]
P(z)=1-1-R(z)]]>
在步骤S806，计算能满足图像噪声降低比例P(z)的逐次近似处理级别L(z)。关于级别，既可以从预先准备的给定的逐次近似处理级别L_i(i＝1、2、...、N)的N个阶段中确定为表示最接近P(z)的图像噪声降低比例的级别，也可以不限定于给定的阶段，而是计算表示图像噪声降低比例P(z)那样的最佳的逐次近似处理级别。在P(z)表示超过逐次近似处理级别的最大图像噪声降低比例的值的情况下，作为表示最接近P(z)的图像噪声降低比例的级别，并分配最高级别的逐次近似处理级别即可。
在步骤S807，对能以需要的管电流值进行拍摄的层面，不需要按每个层面计算最佳的逐次近似处理级别，而是运用在步骤S304选择的逐次近似处理级别。
如以上那样，在步骤S335对每个层面计算最佳的重构用逐次近似处理级别L(z)。操作者一边确认在步骤S306显示的图像噪声预测值模型(例如图26(B)的图像噪声预测值模型32)是否满足图像噪声目标值，一边在步骤S307判断设定条件是否合适。
在步骤S340，用在步骤S303设定的与图像重构相关的设定条件和在S335设定的每个层面的最佳的逐次近似处理级别L(z)来进行图像重构。若进行使用L(z)的图像重构，则能如图26(B)的逐次近似处理运用后的图像噪声预测值模型32那样实现图像噪声目标值。
通过以上说明，在本实施例中，在以出现了基于上限管电流值的限幅的管电流值进行了拍摄的情况下，也能通过重新将出现限幅的部分的重构时的逐次近似处理级别设定为最佳来实现图像噪声目标值或CNR目标值。
[实施例6]
图28是表示与本发明的实施例6相关的动作的图。与图3相同的步骤表示相同的步骤编号。与实施例1～5的不同点在于，不是由操作者设定逐次近似处理级别，而是在步骤S344对管电流值I设定由操作者设定的下限管电流值，在步骤S345对每个层面计算最佳的重构用逐次近似处 理级别以实现图像噪声目标值或CNR目标值，并运用在步骤S350的图像重构中。在本实施例中，由于将管电流值设定为下限管电流值，因此能实现低剂量下的拍摄，例如能利用在诊察健康的被检查者的健康诊断等中。
与实施例1～5同样，在步骤S303，操作者在图4(A)的设定画面输入拍摄/重构条件。其中，在本实施例中，由于不选择逐次近似处理级别，因此也可以从输入区310中去掉逐次近似处理级别的栏。
以下作为示例叙述SD模式。图29是用于说明步骤S344、步骤S345的处理的管电流值图表(A)、图像噪声预测值图表(B)。叙述以图29(A)的基于下限管电流值的管电流值模型40进行拍摄的情况。
在步骤S344，将由操作者在步骤S303设定的下限管电流值I_L代入到管电流值I。在希望避免过度的低剂量拍摄的情况下，只要调整下限管电流值的设定值即可。
[数式18]
I＝I_L
在步骤S345，在进行基于(数式18)的固定管电流值的拍摄的情况下，逐次近似处理运用前的图像噪声如图像噪声预测值模型42所示那样在管电流值不足的层面变大，不成为恒定值。为此，为了根据不足的管电流值对每个层面运用不同的逐次近似处理级别，计算最佳的重构用逐次近似处理级别L(z)。
图30是表示步骤S345的详细的动作的图。与图27相同的标号表示大致相同的动作。
在步骤S904，在实施基于下限管电流值I_L的拍摄的情况下，按照下式计算不考虑逐次近似处理的管电流值I₀(z)(图29(A)的管电流值模型41)对应的管电流值降低比例R(z)。
[数式19]
R(z)=I0(z)-ILI0(z)]]>
其它步骤由于与图27相同，因此省略说明。
如以上那样，在步骤S345对每个层面计算最佳的重构用逐次近似处理级别L(z)。操作者一边确认在步骤S306显示的图像噪声预测值模型 (例如图29(B)的图像噪声预测值模型43)是否满足图像噪声目标值一边在步骤S307判断设定条件是否合适。例如在图像噪声预测值模型超过图像噪声目标值的情况下，为了确保某种程度的剂量只要将下限管电流值设定得较高、或者设定更高的图像噪声目标值即可。此时也可以如实施例2那样显示推荐条件。
与实施例5同样，在步骤S350，以在步骤S303设定的与图像重构相关的设定条件和在步骤S345设定的每个层面的最佳的逐次近似处理级别L(z)来进行图像重构。若进行使用了L(z)的图像重构，则能如图29(B)的逐次近似处理运用后的图像噪声预测值模型43那样实现图像噪声目标值。
通过以上，能在尽可能降低辐射的基础上实现图像噪声目标值或CNR目标值。由于操作者能一边确认图像噪声预测值模型一边设定下限管电流值，因此不用担心过度降低剂量。另外，由于对每个层面位置将逐次近似处理的级别控制为最佳，因此能省去操作者选择逐次近似处理级别的工夫。
在通过以上的实施例1～6运用了逐次近似处理的情况下，也能实现操作者所期望的图像噪声或CNR的图像。另外，能利用逐次近似处理的图像噪声降低效果，比现有的X射线自动曝光机构更加降低被检查者的辐射。
另外，在图4(A)的设定画面输入拍摄/重构条件时，由于能在图18、图22、图24等中参考推荐条件和限制级别来进行级别的设定(或自动设定)，因此易于使用，操作性良好。
以上叙述了本发明的实施例，但本发明并不限定于此。
符号说明
1      X射线CT装置
71～74 出现管电流值的限幅的部分
90     表征管电流值对应的图像噪声的曲线
92     管电流值降低
94     图像噪声降低
100    扫描机架部
101       X射线管
102       旋转圆盘
103       准直器
104       开口部
105       床台
106       X射线检测器
107       数据收集装置
108       机架控制装置
109       床台控制装置
110       X射线控制装置
120       操作台
121       输入装置
122       图像重构装置
123       存储装置
124       系统控制装置
125       显示装置
181、182  出现管电流值的限幅的部分
201       扫描图拍摄控制部
202       三维模型生成部
203       条件设定部
204       管电流值计算部
205       管电流值显示控制部
206       拍摄控制部
207       图像重构控制部
208       图像显示控制部
251、252  出现管电流值的限幅的部分
300       显示画面
301       确定显示
303       类型变更显示
310       输入区
320       输出区
400       选择画面
500       数值比较表
600       限制级别的表
700       推荐级别的表