X射线ct装置以及图像重构方法
X射线ct装置以及图像重构方法
【技术领域】
[0001] 本发明涉及对被检体照射X射线来获得CT图像的X射线CT装置等。尤其涉及X 射线CT装置快速地执行基于逐次近似法的投影数据的校正的技术。
【背景技术】
[0002] 近年来，为了实施辐射剂量少的CT检查，开发了执行基于逐次近似法的图像重构 的X射线CT装置。如果采用基于逐次近似法的图像重构，则可获得低剂量且噪声也少的CT 图像。
[0003] 在非专利文献1中，公开了作为逐次近似法之一的逐次近似投影数据校正处理。 逐次近似投影数据校正处理为作为图像重构的前处理的投影数据的校正处理之一。在逐次 近似投影数据校正处理中，采用将投影数据的投影值设为变量的更新式。更新式包括表示 校正的强度的平滑系数（也称作校正系数或惩罚项。）。此外，更新式包括相邻元件间的加 权加法处理。在逐次近似投影数据校正处理中，采用上述的更新式来反复更新投影值。而 且，每次更新时，采用价值函数来评价在更新后获得的投影值。针对各检测元件反复更新投 影值，直到价值函数的结果变得良好为止。
[0004] 式（1)表示在现有的逐次近似投影数据校正处理中采用的价值函数。
[0005] 式（2)表示在现有的逐次近似投影数据校正处理中采用的更新式。
[0008] 在上述的式（1)以及式（2)中，p为更新投影值，y为原始的投影值，0为平滑系 数，d为检测特性值，i为检测元件序号，n为迭代次数，w为权重。
[0009] 此外，在非专利文献1中，分别记载了与上述的式（1)、式（2)对应的式子。式（1) 为与非专利文献1的P. 1274所记载的式（9)对应的式子。式（2)为与非专利文献1的 p. 1274所记载的式（11)对应的式子。
[0010] 在本说明书中，由于采用沿着发明主旨的说明，因此采用与非专利文献1不同的 形式以及记号来记述各个式子，但上述的式（1)、式（2)的内容是与非专利文献1所记述的 各个式子相同的内容。
[0011] 在先技术文献
[0012] 非专利文献
[0013] 非专利文献 I :Jing Wang et. al.，"Penalized Weighted Least-Squares ApproachtoSinogramNoiseReductionandImageReconstructionforLow-Dose X-RayComputedTomography^,IEEETRANSACTIONSONMEDICALIMAGING,VOL. 25?NO. 10? OCTOBER2006,1272-1283
【发明内容】
[0014] 发明所要解决的课题
[0015] 但是，在上述的非专利文献1所记载的处理中，针对所有的检测元件适用逐次近 似投影数据校正处理。因而，存在处理需要很多时间的问题。
[0016] 本发明正是鉴于以上的问题点而完成的，其目的在于以提供一种通过限定范围来 适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间， 并且能够生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等为目的。
[0017] 用于解决课题的手段
[0018] 为了实现上述目的，一种X射线CT装置，其特征在于，具备：X射线产生装置，其从 被检体的周围照射X射线；X射线检测装置，其检测透射上述被检体的X射线；数据收集装 置，其收集由上述X射线检测装置检测的数据；运算装置，其输入由上述数据收集装置收集 的数据来创建投影数据，并采用上述投影数据来重构CT图像；和显示装置，其显示上述CT 图像，上述运算装置具备：适用范围决定部，其决定对上述投影数据适用逐次近似投影数 据校正处理的范围，该逐次近似投影数据校正处理为基于采用了表示校正的强度的平滑系 数的逐次近似法的校正处理；逐次近似投影数据校正处理部，其对与由上述适用范围决定 部决定出的范围相应的投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数 据；和图像重构部，其采用上述校正投影数据来重构CT图像。
[0019] 此外，一种图像重构方法，采用表示校正的强度的平滑系数对投影数据实施基于 逐次近似法的校正处理来创建校正投影数据，并采用上述校正投影数据来重构CT图像，上 述图像重构方法的特征在于，由运算装置进行：适用范围决定步骤，决定对上述投影数据适 用基于上述逐次近似法的校正处理的范围；和校正投影数据创建步骤，对与决定出的范围 相应的投影数据实施基于上述逐次近似法的校正处理，来创建校正投影数据。
[0020] 发明效果
[0021] 根据本发明，能够提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而 缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能生成与检查目的相应的低噪声 图像的X射线CT装置等。
【附图说明】
[0022] 图1为表示X射线CT装置1的整体构成的外观图。
[0023] 图2为X射线CT装置1的硬件框图。
[0024] 图3为运算装置202的功能框图。
[0025] 图4为表示整个处理的流程的流程图。
[0026] 图5为第1实施方式中的运算装置202a的功能框图。
[0027] 图6为表示切片方向适用范围1001的一例的图。
[0028] 图7为表示通道方向适用范围1002的一例的图。
[0029] 图8为在正弦图（sinogram) 1000上表现的通道方向适用范围1002以及适用范围 余量2002的一例。
[0030] 图9为说明通道方向适用范围以及适用范围余量与平滑系数的变化的关系的图。
[0031] 图10为说明切片方向适用范围以及适用范围余量与平滑系数的变化的关系的 图。
[0032] 图11为表示第1实施方式中的适用范围设定/显示画面501a的一例的图。
[0033] 图12为表示第1实施方式中的处理的流程的流程图。
[0034] 图13为第2实施方式中的运算装置202b的功能框图。
[0035] 图14为表示第2实施方式中的适用范围显示画面501b的一例的图。
[0036] 图15为对旋转方向适用范围1003进行说明的图。
[0037] 图16为表示心电图信息300与照射剂量变化曲线600的关系的图。
[0038] 图17为在正弦图1000 b上表现的旋转方向适用范围1003以及适用范围余量2003 的一例。
[0039] 图18为表示第2实施方式中的处理的流程的流程图。
[0040] 图19为第3实施方式中的运算装置202c的功能框图。
[0041] 图20为表示第3实施方式中的适用范围设定/显示画面501c的一例的图。
[0042] 图21为表示第3实施方式中的处理的流程的流程图。
[0043] 图22为说明ROI设定的细节的流程图。
[0044] 图23为第4实施方式中的运算装置202d的功能框图。
[0045] 图24为表示根据图像变动量求出的最适心相位与时间方向适用范围的关系的 图。
[0046] 图25为表示第4实施方式中的处理的流程的流程图。
[0047] 图26为第5实施方式中的运算装置202e的功能框图。
[0048] 图27为第5实施方式中的处理的流程的流程图。
【具体实施方式】
[0049] 以下，基于附图来详细地说明本发明的优选实施方式。首先参照图1以及图2来 说明X射线CT装置1的硬件构成。
[0050] X射线CT装置1大体上来分由扫描仪10以及操作单元20构成。
[0051] 扫描仪10包括床台装置101、X射线产生装置102、X射线检测装置103、准直仪装 置104、高电压产生装置105、数据收集装置106、驱动装置107等。操作单元20包括中央控 制装置200、输入输出装置201、运算装置202等。
[0052] 操作者经由输入输出装置201来输入拍摄条件、重构条件等。拍摄条件例如为X 射线束宽度、床台进给速度、管电流、管电压、拍摄范围（体轴方向范围）、每旋转一圈的拍 摄视图数等。此外，重构条件例如为关心区域、FOV (Field Of View，视场）、重构滤波函数 等。输入输出装置201包括显示CT图像等的显示装置211、鼠标、跟踪球、键盘、触摸面板等 输入装置212、存储数据的存储装置213等。
[0053] 中央控制装置205输入拍摄条件、重构条件，并将拍摄所需的控制信号发送给扫 描仪10所包含的各装置。准直仪装置104基于控制信号来控制准直仪的位置。如果接受 拍摄开始信号而开始拍摄，则高电压产生装置105基于控制信号而向X射线产生装置102 施加管电压、管电流。在X射线产生装置102中，从阴极释放与所施加的管电压相应的能量 的电子，所释放的电子与靶（阳极）碰撞，从而与电子能量相应的能量的X射线被照射到被 检体3。
[0054] 驱动装置107基于控制信号而使搭载有X射线产生装置102、X射线检测装置103 等的台架100绕着被检体3旋转。床台装置101基于控制信号来控制床台。
[0055] 从X射线产生装置102照射的X射线通过准直仪来限制照射区域。X射线在被检 体3内的各组织中根据X射线衰减系数被吸收（衰减）后通过被检体3,由配置在与X射线 产生装置102对置的位置的X射线检测装置103来检测。X射线检测装置103由配置在二 维方向（通道方向以及与其正交的列方向）的多个检测元件构成。由各检测元件所受光的 X射线被变换为实际投影数据。即，由X射线检测装置103检测出的X射线通过数据收集装 置106进行各种数据处理（向数字数据的变更、LOG变换、校准等），作为原始数据来收集， 并输入到运算装置202。
[0056] 此时，互相对置的X射线产生装置102以及X射线检测装置103在被检体3的周围 旋转，因此X射线产生装置102从被检体3的周围照射X射线。此外，X射线检测装置103 对透射被检体3的X射线进行检测。即，原始数据在旋转方向的离散X射线管位置（也称 作对置的检测器位置。）处被收集。各个X射线管位置处的投影数据的获取单位为"视图"。
[0057] 运算装置202由重构处理装置221、图像处理装置222等构成。此外，输入输出装 置201具备输入装置212、显示装置211、存储装置213等。
[0058] 重构处理装置221输入由数据处理装置106收集的原始数据来创建投影数据。此 外，重构处理装置221对投影数据进行逐次近似投影数据校正处理，创建校正投影数据。然 后，采用校正投影数据来重构CT图像。
[0059] 另外，本发明涉及逐次近似投影数据校正处理的改良。关于本发明所涉及的逐次 近似投影数据校正处理将在后面叙述。
[0060] 重构处理装置221将所生成的CT图像保存于存储装置213。此外，重构处理装置 221将所生成的CT图像显示于显示装置211。或者，图像处理装置222对保存于存储装置 213的CT图像进行图像处理，并将图像处理后的图像显示于显示装置211。
[0061] X射线CT装置1大致区分为：采用在二维方向上排列检测元件的X射线检测装置 103的多切片CT、和采用检测元件排列为1列即一维方向（仅通道方向）的X射线检测装置 103的单切片CT。在多切片CT中，与X射线检测装置103 -致地从X射线源即X射线产生 装置102照射呈圆锥状或角锥状扩展的X射线束。在单切片CT中，从X射线产生装置102 照射呈扇状扩展的X射线束。通常，在X射线CT装置1所进行的拍摄中，台架100绕着载 置于床台的被检体3旋转，同时进行X射线的照射（但是，除定位拍摄之外。）。
[0062] 在拍摄中床台被固定，X射线产生装置102绕着被检体3呈圆轨道状旋转的拍摄 形式被称作轴位扫描等。此外，床台连续地移动，X射线产生装置102绕着被检体3呈螺旋 轨道状旋转的拍摄形式被称作螺旋扫描等。
[0063] 床台装置101在轴位扫描的情况下，在进行拍摄的期间，设为使床台处于静止的 状态。此外，床台装置101在螺旋扫描的情况下，按照作为拍摄条件之一的床台进给的速 度，在进行拍摄的期间，使床台在被检体3的体轴方向上平行移动。
[0064] 接下来，参照图3来说明本发明的X射 线CT装置1的功能构成。图3尤其示出运 算装置202的功能构成。
[0065] 运算装置202作为主要的功能构成，具有适用范围决定用参数获取部31、适用范 围决定部32、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部 35〇
[0066] 此外，作为本发明的前提，运算装置202采用以下所示的式（3)的价值函数以及式 (4)的更新式，对投影数据执行逐次近似投影数据校正处理。
[0067] 式（3)以及式⑷分别为与非专利文献1所公开的价值函数（非专利文献1的P.1274的式（9))以及更新式（同文献同页的式（11))对应的式子。
[0070] 在此，p为更新投影值，y为原始的投影值，0为平滑系数，d为检测特性值，i为 与时间相关的索引，j为与场所（检测元件的场所）相关的索引，n为迭代次数，w为权重。
[0071] 在执行逐次近似投影数据校正处理之前，运算装置202决定适用逐次近似投影数 据校正处理的范围（以下称作适用范围。）。适用范围按照检查目的、拍摄条件等来决定。 适用范围包括与检测元件的场所相关的范围和与时间相关的范围。作为与检测元件的场所 相关的范围，存在切片方向的适用范围以及通道方向的适用范围。此外，由于X射线CT装 置1在被检体3的周围旋转的同时从多个角度方向获得投影数据，因此所谓与时间相关的 范围换言之是指台架100的旋转方向（视图角度）的范围。
[0072] 上述的适用范围在逐次近似投影数据校正处理中所采用的更新式以及价值函数 (上述的式（4)以及式（3))之中，由加法部的索引i以及j的范围来表现。如上述那样，i 为与时间相关的索引，j为与场所（检测元件的位置）相关的索引。运算装置202基于拍 摄条件、检查目的等来计算适用范围（索引i以及索引j的范围），对适用范围内的投影数 据适用逐次近似投影数据校正处理。
[0073] 对图3所示的各功能部进行说明。
[0074] 适用范围决定用参数获取部31获取用于决定适用逐次近似投影数据校正处理的 范围的参数（以下称作适用范围决定用参数。）。
[0075] 适用范围决定用参数例如既可以设为设定于X射线CT装置1的拍摄条件信息，也 可以设为照射剂量信息，还可以设为图像重构条件信息。此外，如心电图同步拍摄中的心电 图信息那样也可以设为内脏器官的周期运动的信息。此外，如造影剂拍摄中的造影监视用 图像的变动量等那样也可以设为通过解析图像而获得的信息。
[0076] 适用范围决定用参数能够从输入装置212、存储装置213、心电图仪109等外围设 备、以及运算装置202内的存储区域（RAM等）等中获取。
[0077] 例如，拍摄条件信息为X射线束宽度、体轴方向拍摄范围等的各种参数。
[0078] 拍摄条件信息在拍摄前通过操作者从输入装置212输入。或者存储于存储装置 213、运算装置202内的存储区域。
[0079] 照射剂量信息为管电流、管电压。照射剂量信息基于拍摄条件、重构条件以及被检 体的体格等由运算装置202来计算最适的值，并保持于运算装置202内的存储区域。或者 存储于存储装置213。
[0080] 图像重构条件信息例如为ROI、F0V、进行重构的体轴方向范围等，从输入装置212 输入。或者存储于存储装置213。
[0081] 心电图信息在心脏部的拍摄等中，从安装于被检体3的心电图仪109 (参照图3) 实时地获取。
[0082] 采用了造影剂的拍摄中的造影监视用图像的变动量根据运算装置202所进行的 解析的结果来获得。
[0083] 适用范围决定部32从数据收集装置106获取所输入的投影数据。
[0084] 此外，从适用范围决定用参数获取部31获取适用范围决定用参数。
[0085] 然后，适用范围决定部32对所获取的投影数据来决定逐次近似投影数据校正处 理的适用范围。适用范围成为使图像质量提高的范围。提高图像质量的目的大致区分为两 个。一个是由于为了降低辐射量而以低剂量进行了拍摄从而无法获得设为目标的图像质量 的情况。另一个是虽然剂量充足但为了进一步提高关注部位的图像质量。
[0086] 适用范围决定部32基于拍摄条件等的适用范围决定用参数来决定逐次近似投影 数据校正处理的适用范围。适用范围决定部32缩减整个投影数据之中与适用校正处理的 检测元件的场所相关的范围、以及与时间相关的范围。所谓与检测元件的场所相关的范围， 是指检测元件的通道方向范围以及切片方向范围。此外，所谓与时间相关的范围，是指检测 装置的旋转角度（视图角度）的范围。
[0087] 与检测元件的场所相关的范围对应于上述的价值函数（式（3))以及更新式（式 (4))中包括的加法部的索引j的范围。此外，与时间相关的范围对应于上述的价值函数（式 (3))和更新式（式（4))中包括的加法部的索引i的范围。适用范围决定部32将所决定的 适用范围输出到逐次近似投影数据校正处理部33以及适用范围显示区域运算部35。
[0088] 分别在各个实施方式中说明采用了各适用范围决定用参数的适用范围的决定方 法的详细内容。
[0089] 适用范围决定部32按照目标图像质量、检查目的来决定式（4)中包括的平滑系数 的大小。平滑系数为表示校正的强度的系数。
[0090] 逐次近似投影数据校正处理部33针对由适用范围决定部32所决定的适用范围来 执行逐次近似投影数据校正处理。在逐次近似投影数据校正处理中，运算装置202对处于 适用范围内的投影数据适用式（4)的更新式。以迭代的方式进行运算，直到式（3)所示的 价值函数成为良好结果为止。运算的结果，将获得的投影值作为校正投影数据而输出到图 像重构部34。
[0091] 图像重构部34基于从逐次近似投影数据校正处理部33输入的校正投影数据来重 构CT图像。图像重构部34将重构后的CT图像输出到显示装置211。
[0092] 适用范围显示区域运算部35进行用于显示由适用范围决定部32所决定的适用范 围的运算。例如计算CT图像上的适用范围的位置。
[0093] 显示装置211显示由图像重构部34重构的CT图像。此外，显示逐次近似投影数 据校正处理的适用范围。例如，显示装置211在CT图像上明示上述的适用范围。也可以在 适用范围与非适用范围的边界显示线。另外，边界的显示形式并不限定于线，也可采用其他 的形式来显示。
[0094] 接下来，参照图4来说明本发明的X射线CT装置1的整个处理的流程。
[0095] 首先，X射线CT装置1对被检体3进行定位拍摄。接下来，X射线CT装置基于通 过定位拍摄所拍摄到的定位图像来进行拍摄条件、重构条件等的各种条件设定。然后，X射 线CT装置1进行断层拍摄（正式拍摄），获取投影数据（步骤S101)。
[0096] 运算装置202对所获取的投影数据进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S102)。 在本发明中，如上述那样，在执行逐次近似投影数据校正处理的迭代运算之前，决定逐次近 似投影数据校正处理的适用范围。逐次近似投影数据校正处理的适用范围的决定方法将在 各实施方式中进行说明。运算装置202仅对适用范围的投影数据执行逐次近似投影数据校 正处理。
[0097] 运算装置202采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进 行图像重构，生成CT图像（步骤S103)。运算装置202例如进行基于逐次近似法的图像重 构。在本发明中，由于投影数据的一部分的适用范围通过逐次近似投影数据校正处理被校 正，因此校正投影数据成为一部分被降低了噪声的数据。因此，由校正投影数据所生成的CT 图像提高了与上述的适用范围对应的部位的图像质量。
[0098] 运算装置202将所生成的CT图像（噪声降低图像）显示于显示装置211。此外， 运算装置202也可将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示在例如CT图像上（步 骤S104)。显示方式的详细内容将在后面叙述。
[0099][第1实施方式]
[0100] 接下来，参照图5~图12来详细地说明第1实施方式。
[0101] 如上述那样，如果缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围，则有时会在被校 正处理后的部分和未被校正处理的部分的边界区域中产生条纹状伪像。因而，在第1实施 方式中，运算装置202在适用范围中设定余量区域。此外，在适用范围内外的边界附近，逐 次近似投影数据校正处理的更新式中包含的平滑系数平滑地连续。具体而言，使适用于余 量区域内的平滑系数如从适用范围朝向适用范围外逐渐变小那样连续地变化。
[0102] 图5为表示第1实施方式的运算装置202a的功能构成的图。
[0103] 第1实施方式的运算装置202a除了图4所示的运算装置202的功能构成之外，还 具备余量设定部36以及平滑系数决定部37。即，第1实施方式的运算装置202a具有适用 范围决定用参数获取部31a、适用范围决定部32a、余量设定部36、平滑系数决定部37、逐次 近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35a。
[0104] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第1实施方式的运算装置202a为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0105] 第1实施方式的适用范围决定用参数获取部31a作为适用范围决定用参数而获取 X射线束宽度以及剖面内的拍摄范围的尺寸即FOV。X射线束宽度包括在拍摄条件信息中。 FOV包括在重构条件信息中。拍摄条件信息以及重构条件信息既可以设为操作者在输入装 置212中设定的内容，也可以设为按照每个检查目的而被预置（存储于存储装置213)的内 容等。
[0106] 适用范围决定部32a基于X射线束宽度0来决定逐次近似投影数据校正处理的 适用范围。具体而言，计算与X射线束宽度0对应的体轴方向（切片方向）的检测元件范 围，并将所计算的检测元件范围设为校正处理的切片方向适用范围1001。图6为在图的横 向上观察被检体3的体轴方向的图。如图6所示，从X射线管102照射的X射线束的体轴 方向的扩展角9为X射线束宽度。适用范围决定部32a将与X射线束宽度0对应的切片 方向的检测元件范围设定为校正处理的切片方向适用范围1001。
[0107] 此外，适用范围决定部32a基于FOV来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范 围。具体而言，适用范围决定部32a计算与FOV对应的通道方向的检测元件范围。而且，将 所计算的检测元件范围设为校正处理的通道方向适用范围1002。图7为在图的横向上观察 被检体3的体宽（X)方向、且在图的深度方向上观察体轴方向的图。图7的单点划线所示 的范围4被设定为F0V。适用范围决定部32a将与FOV对应的通道方向检测元件范围设为 校正处理的通道方向适用范围1002。
[0108] 图5的余量设定部36在适用范围决定部32a所决定的适用范围中设定余量区域。
[0109] 逐次近似投影数据校正处理中采用的更新式，如上述的式（4)所示那样，包括相 邻元件间的加权加法处理。余量设定部36基于进行加权加法处理的相邻元件范围来设定 运算处理的余量。例如，在加权加法处理的相邻元件范围为2元件的情况下，在两端设定1 元件量的运算处理用余量。另外，该例子为一例，也可以设置2元件量以上的运算处理用余 量。
[0110] 此外，余量设定部36如上述那样为了防止条纹状伪像的产生，而扩大适用范围决 定部32a所决定的适用范围。将此意义的余量称作适用范围余量。适用范围余量的宽窄期 望考虑在逐次近似投影数据校正处理以后的处理中影响所波及的范围来设定。例如，在逐 次近似投影数据校正处理以后进行滤波处理的情况下，余量设定部36设定给滤波处理带 来影响的元件数份的适用范围余量。此外，适用范围余量的方向根据适用范围的方向来设 定。例如，在通道方向以及切片方向之中的至少任一方或者双方中设置适用范围余量。
[0111] 图8为1剖面量的投影数据的正弦图1000。横轴表示检测元件的通道位置，纵轴 表示旋转角度。正弦图1000由灰色标度（浓淡）来表示各旋转角度位置处的各检测元件 的投影值。
[0112] 例如，如果将图7所示的通道方向适用范围1002表现在正弦图1000上，则成为图 8的灰色所示的范围。余 量设定部36在通道方向适用范围1002的通道方向两端设定通道 方向适用范围余量2002。
[0113] 图5的平滑系数决定部37计算适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数。平 滑系数决定部37设定为适用于适用范围余量的平滑系数从适用范围朝向适用范围外连续 地变小。如果如上那样使平滑系数在适用范围和适用范围外的边界（适用范围余量）平滑 地发生变化，则能够减轻条纹状伪像的产生。平滑系数决定部37针对通道方向以及体轴方 向的双方，使平滑系数在适用范围内外的边界平滑地发生变化。
[0114] 图9为表示通道方向的适用范围内外的边界附近的平滑系数的变化的图。如图9 所示，在通道方向适用范围1002与适用范围外的边界位置设定了适用范围余量2002。平滑 系数决定部37将适用于适用范围1002内的平滑系数设定为固定值。而且，将适用于适用 范围1002的外侧的范围的平滑系数设定为0。进而，在适用范围内外的边界区域（适用范 围余量2002)设定为平滑系数平滑地发生变化。
[0115] 对于切片方向也同样地，余量设定部36在切片方向适用范围1001中设置切片方 向适用范围余量2001 (参照图10)。此外，平滑系数决定部37关于切片方向也与通道方向 同样地设定平滑系数。
[0116] 图10为表示切片方向的平滑系数的变化的图。在图10的例子中，在体轴方向的多 个区域中设定了切片方向适用范围1001a、1001b。如图10所示，在适用范围1001a、1001b 和适用范围外的区域的边界，分别设定了适用范围余量2001a、2001b。如图10所示，平滑 系数决定部37也可以在各适用范围1001a、1001b中设定不同的平滑系数。在各适用范围 1001a、IOOlb中设定不同大小的平滑系数的情况下，如图10所示也可以在适用范围1001a、 1001b的中间的区域中较宽地设定适用范围余量2001c，以使平滑系数阶段性地发生变化。
[0117] 图5的适用范围显示区域运算部35a计算由适用范围决定部32所决定的适用范 围在CT图像上的位置。在第1实施方式中，在适用范围的周围设置了适用范围余量。因此， 期望计算适用范围以及适用范围余量双方在CT图像上的位置。另外，也可以通过操作者的 选择操作来切换有无适用范围以及适用范围余量的边界显示。
[0118] 图11为表示适用范围设定/显示画面501a的例子的图。
[0119] 在图11的例子中，在CT图像显示区51所显示的CT图像上显示了表示适用范围 的边界线1005以及表示适用范围余量的边界线2005。也可以显示表示适用范围的边界线 1005以及表示适用范围余量的边界线2005之中的任一者。此外，也可以构成为通过操作者 的选择来切换有无边界线1〇〇5、2005。
[0120] 此外，在图11所示的适用范围设定/显示画面501a中，也可以设置用于移动各边 界线1005、2005或进行尺寸变更的输入操作部（滑动条55、56、57)。作为输入操作部，如果 采用例如调整边界线1005、2005的宽窄、位置的⑶I，则能进行直观的操作。如果通过操作 者操作输入操作部来移动边界线1〇〇5、2005的位置，或者进行尺寸变更，则适用范围决定 部32a以及余量设定部36将逐次近似投影数据校正处理的适用范围或者适用范围余量重 新设定为被移动、变更后的位置或者尺寸。逐次近似投影数据校正处理部33对被重新设定 的适用范围等来再次执行逐次近似投影数据校正处理。
[0121] 图12为说明第1实施方式的运算装置202a所执行的处理的流程的流程图。
[0122] 运算装置202a从数据收集装置106获取投影数据（步骤S201)。此外，运算装置 202a(适用范围决定部32a)获取拍摄条件信息等（步骤S202)。所获取的拍摄条件信息为 X射线束宽度0、FOV。
[0123] 运算装置202a如图6所示那样基于X射线束宽度来计算切片方向适用范围 1001(步骤S203)。然后，如图7所示那样基于FOV来计算通道方向适用范围1002(步骤 S204)。
[0124] 首先决定切片方向适用范围1001的原因在于，在切片方向上缩减适用范围的情 形所削减的数据量大。
[0125] 接下来，运算装置202a设定与各适用范围对应的适用范围余量2001、2002(步骤 S205)〇
[0126] 运算装置202a求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S206)。 如图9以及图10所示那样平滑系数在适用范围内外平滑连续地发生变化。
[0127] 接下来，运算装置202a对由步骤S203~步骤S205的处理所决定的适用范围以及 适用范围余量适用由步骤S206所求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步 骤 S207)。
[0128] 在步骤S203~步骤S204的处理中所决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据 校正处理的更新式（上述的式（4))中包括的索引i、j之中的、与场所相关的索引j的范 围。此外，平滑系数相当于更新式中包括的0。
[0129] 运算装置202a作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并 发送到重构处理装置221。
[0130] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S208)。重构处理装置221例如进行基于逐次近似法 的图像重构。在本发明中，由于投影数据的一部分的适用范围通过逐次近似投影数据校正 处理来校正，因此校正投影数据成为一部分被降低了噪声的数据。根据校正投影数据所生 成的CT图像提高与上述的适用范围对应的部位的图像质量。
[0131] 运算装置202a求出CT图像上的适用范围的显示区域（步骤S209)。
[0132] 运算装置202a将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤S210)。此时，如图 11所示，运算装置202将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示在CT图像上（步骤 S211)〇
[0133] 如以上说明的那样，第1实施方式的运算装置202a在进行投影数据的逐次近似处 理时，首先基于X射线束宽度以及FOV等拍摄条件或者重构条件来缩减适用逐次近似投影 数据校正处理的范围。此外，在与适用范围相邻的区域中设置适用范围余量，并将平滑系数 设定为校正处理的强度在适用范围内外的边界变得平滑。然后，对适用范围以及适用范围 余量适用上述的平滑系数，执行逐次近似投影数据校正处理。
[0134] 由此，能够将逐次近似投影数据校正处理限定于投影数据的一部分，因此能够缩 短处理时间。此外，适用范围基于拍摄条件、重构条件来设定，因此能够按照CT检查的目的 来适当缩短处理时间。此外，根据拍摄条件、重构条件等来决定适用范围，因此针对与所关 注的部位对应的投影数据进行校正处理。由此，能短时间地生成低噪声图像。此外，在适 用范围的周围设置余量，并将平滑系数设定为校正的强度根据距适用范围的距离而逐渐变 小，因此能够减轻在适用范围内外的图像质量的变化所引起的不协调感。此外，在所生成的 CT图像中重叠显示适用范围和适用范围外的边界线，因此在观察图像时能够在CT图像上 视觉辨认被进行了校正处理后的区域。
[0135] [第2实施方式]
[0136] 接下来，参照图13~图18来详细地说明第2实施方式。
[0137] 在第2实施方式中，X射线CT装置1利用照射剂量信息作为用于决定逐次近似投 影数据校正处理的适用范围的参数。所谓照射剂量信息，是指X射线管电流、管电压等的参 数。照射剂量信息基于拍摄条件、拍摄部位、被检体的体格等来决定。X射线CT装置的运算 装置202在拍摄之前，计算向各体轴方向位置照射的最适剂量的变化曲线。通常，在诊断部 位（关注部位）输出用于满足设为目标的图像质量的充足的照射剂量。另一方面，在其他 部位设为仅图像重构所需的低剂量，来谋求辐射量的降低。
[0138] 在第2实施方式中，利用拍摄时所使用的照射剂量信息来决定逐次近似投影数据 校正处理的适用范围。
[0139] 图13为表示第2实施方式的运算装置202b的功能构成的图。
[0140] 在第2实施方式中，设置照射剂量信息获取部31b来代替图3所示的运算装置202 的适用范围决定用参数获取部31。
[0141] 如图13所示，第2实施方式的运算装置202b具有照射剂量信息获取部31b、适用 范围决定部32b、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运 算部35b。
[0142] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第2实施方式的运算装置202b为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0143] 图14为第2实施方式的适用范围显示画面501b的一例。在适用范围显示画面 501b中显示了定位图像601和照射剂量变化曲线600。此外，定位图像601的体轴方向位 置和照射剂量变化曲线600的体轴方向位置一致。
[0144] 第2实施方式的照射剂量信息获取部31b作为用于决定适用范围的参数而获取照 射剂量信息。照射剂量信息例如为图14所示的照射剂量变化曲线600。照射剂量变化曲线 600表示与体轴方向位置相应的照射剂量[mAs]的变化。照射剂量信息既可以利用基于拍 摄条件等由运算装置202b计算出的信息，也可以利用被预置的信息。照射剂量信息也有时 基于在心电图同步拍摄等中从心电图仪109输入的心电图信息来创建。
[0145] 在本实施方式中，作为一例，对使照射剂量发生变化的同时拍摄全身（包括心脏） 的情况进行说明。其中，即便是包括心脏的全身拍摄以外也能适用本发明。
[0146] 适用范围决定部32b基于从照射剂量信息获取部31b输入的照射剂量信息来计算 适用逐次近似投影数据校正处理的体轴方向（切片方向）的范围。例如，适用范围决定部 32b在照射剂量的变化曲线600中设定阈值。
[0147] 而且，将成为比阈值小的照射剂量的体轴方向范围设为适用范围。或者也可以将 成为比阈值大的照射剂量的体轴方向范围设为适用范围。
[0148] 将成为比阈值小的照射剂量的范围设为适用范围的目的在于，针对以低剂量进行 拍摄所获得的范围，通过校正投影数据，由此来提高图像质量。
[0149] 另一方面，将成为比阈值大的照射剂量的范围设为适用范围的目的在于，通过校 正包括关注部位的范围的投影数据，由此来进一步提高诊断用图像的图像质量。
[0150] 关注部位通常以足够大的照射剂量来拍摄。
[0151] 此外，适用范围决定部32b也可以基于照射剂量的体轴方向的变化量（微分值） 的有无来决定适用范围。
[0152] 例如，在图14所示的照射剂量变化曲线600中，在被检体3的头顶部、以及从胸部 到腹部的范围中照射剂量的变化大。适用范围决定部32b将照射剂量的变化量大的切片方 向范围设为校正处理的切片方向适用范围1001c、1001d。此外，下肢以低剂量来拍摄。将 以比规定的阈值小的低剂量所拍摄到的切片方向范围设为校正处理的切片方向适用范围 IOOle0
[0153] 进而，适用范围决定部32b基于旋转方向的照射剂量的变化来计算适用逐次近似 投影数据校正处理的旋转方向的范围。
[0154] 图15为表现了旋转方向的适用范围1003a、1003b的图。
[0155] 适用范围决定部32b对在旋转角度方向上发生变化的照射剂量设定阈值，在比阈 值大的旋转角度范围或者比阈值小的旋转角度范围中限定逐次近似投影数据校正处理的 适用范围。或者，也可以按照有无照射剂量的旋转角度方向的变化量（微分值）来限定适 用范围。
[0156] 此外，在心脏拍摄中，适用范围决定部32b也可以心电图的特征波形（例如R波） 作为基准来决定适用范围。
[0157] 图16为表示在心脏同步拍摄时所获取的心电图波形和对应于心电图波形所决定 的照射剂量的图。横轴为时间。
[0158] 如图16所示，在心电图同步拍摄?CG Electrocardiogram)中，为了减轻心脏的 运动所引起的运动伪像，基于心电图信息而在包括最适于拍摄的心相位（静止心相位）的 范围中照射充足的剂量。在其他的相位中设为低剂量。
[0159] 适用范围决定部32b将照射剂量比规定的阈值大的旋转方向范围（时间方向范 围）设为校正处理的旋转方向适用范围l〇〇3a。或者，也可以将照射剂量成为规定的阈值以 下的旋转方向范围（时间方向范围）设为校正处理的旋转方向适用范围l〇〇3b。
[0160] 图15所示的旋转方向适用范围1003a、1003b分别对应于图16所示的旋转方向适 用范围 1003a、1003b。
[0161] 图17为投影数据的正弦图1000b。横轴表示检测元件的通道位置，纵轴表示旋转 角度位置。
[0162] 如果在正弦图1000 b上表现旋转方向适用范围1003,则例如像图17的虚线以及箭 头所示的范围那样表现。旋转角度方向的规定范围被缩减为适用范围1003。另外，也可以 如第1实施方式所说明的那样，也在旋转角度方向上设定适用范围余量2003。
[0163] 第2实施方式的适用范围显示区域运算部35b计算用于显示由适用范围决定部 32b所决定的适用范围的显示用数据。
[0164] 图14为表示适用范围显示画面501b的例子的图。
[0165] 在图14的例子中，如与定位图像601的体轴方向位置一致那样表示照射剂量变化 曲线600。此外，在定位图像601上显示表示切片方向适用范围1001c、IOOlcU IOOle的边界 线、箭头等。
[0166] 此外，如图15所示，也可以将表示旋转方向适用范围1003a、1003b的图显示在适 用范围显示画面501b内。
[0167] 此外，在进行心电图同步拍摄的情况下，如图16所示，也可以在心电图300、照射 剂量变化曲线600上显示表示适用范围1003a、1003b的边界线、箭头。
[0168] 此外，在图14的适用范围显示画面501b中，也可以设置用于移动表示所显示的适 用范围的标记（在图14、图15、图16中为边界线、箭头）、或者进行尺寸变更的输入操作部。 如果通过输入操作部移动了适用范围的位置、或者进行了尺寸变更，则适用范围决定部32b 将适用范围重新设定为被移动或者被变更后的位置或者尺寸，再次执行逐次近似投影数据 校正处理。
[0169] 图18为说明第2实施方式的运算装置202b所执行的处理的流程的流程图。
[0170] 运算装置202b从数据收集装置106获取投影数据（步骤S301)。运算装置202b (适 用范围决定部32b)获取照射剂量信息（步骤S302)。
[0171] 运算装置202b对所获取的照射剂量信息进行阈值判定。或者判定变化量（微分 值）（步骤S303)。然后，基于判定结果首先计算切片方向适用范围1001(步骤S304)。例 如运算装置202b按照切片方向的照射剂量的变化来计算切片方向适用范围1001c、IOOlcU 1001e。切片方向的校正处理适用范围在更新式中被表现为与场所相关的索引j的范围。
[0172] 如上述那样，将照射剂量比规定的阈值小（或者大）的切片方向范围设为切片方 向适用范围l〇〇le。或者，根据照射剂量的变化（微分值）的有无来决定切片方向适用范围 1001cU001d〇
[0173] 然后，运算装置202b计算旋转方向适用范围（步骤S305)。旋转方向适用范围的 决定方法与切片方向适用范围1001相同。例如，将照射剂量比规定的阈值小（或者大）的 旋转方向范围设为适用范围。或者，根据照射剂量的变化（微分值）的有无来限定旋转方 向适用范围。此外，在心电图同步拍摄中，由于基于在拍摄时所获得的心电图信息来决定照 射剂量，因此以照射剂量的特征波形（例如R波）为基准而将适当的心相位设为旋转方向 适用范围1003。
[0174] 旋转方向的校正处理适用范围1003a、1003b在更新式中被表现为与时间相关的 索引i的范围。
[0175] 步骤S306以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
[0176] 运算装置202b设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S306)。运算装置 202b求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S307)。接下来，运算装置 202b对由步骤S304~步骤S306的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤 S307求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S308)。
[0177] 在步骤S304、步骤S305中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理 的更新式（上述的式（4))中包括的索引i、j的范围。此外，由步骤S307所决定的平滑系 数相当于更新式中包括的0。运算装置202b作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输 出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
[0178] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S309)。此外，运算装置202b求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S310)。运算装置202b将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤 S311)。此外，如图14所示，运算装置202b将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显 示于适用范围显示画面501b (步骤S312)。
[0179] 如以上说明的那样，第2实施方式的运算装置202b在使照射剂量于体轴方向位置 或者旋转方向位置发生变化的同时进行拍摄的最适剂量拍摄中，基于照射剂量信息而在切 片方向以及旋转方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。尤其，在心脏拍摄中， 基于心电图信息来创建照射剂量的变化曲线。因此，基于心电图信息而在切片方向以及旋 转方向上缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。由此，能够缩短逐次近似投影数据 校正处理的处理时间。此外，由于将校正处理的适用范围与定位图像、影像图、或者心电图 信息一起来显示，因此操作者能容易地识别逐次近似投影数据校正处理的适用范围和适用 范围外。由此，能够明确是否获得了与照射剂量平衡的噪声降低图像。
[0180] [第3实施方式]
[0181] 接下来，参照图19~图22来详细地说明第3实施方式。
[0182] 在第3实施方式中，说明基于操作者在图像上设定的ROI (Region Of Interest，关 心区域）信息来计算逐次近似投影数据校正处理的适用范围的方法。
[0183] 图19为表示第3实施方式的运算装置202c的功能构成的图。
[0184] 在第3实施方式中，设置ROI信息获取部31c来代替图3所示的运算装置202的 适用范围决定用参数获取部31。
[0185] 如图19所示，第3实施方式的运算装置202c具有ROI信息获取部31c、适用范围 决定部32c、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部 35c〇
[0186] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第3实施方式的运算装置202c为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0187] ROI信息获取部31c作为用于决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围的参数 而获取ROI信息。ROI信息既可以设为由操作者在CT图像上设定的信息，也可以为基于图 像的解析的结果而设定的信息。在本实施方式中，说明基于由操作者在CT图像上设定的 ROI信息来决定逐次近似投影数据校正处理的范围的例子。
[0188] ROI信息获取部31c例如将图20所示的适用范围设定/显示画面501c显示于显 示装置211。适用范围设定/显示画面501c为用于由操作者设定R0I、逐次近似投影数据 校正处理的适用范围的操作画面。
[0189] 对图20所示的适用范围设定/显示画面501c进行说明。
[0190] 适用范围设定/显示画面501c具有CT图像显示区51、旋转方向适用范围显示区 52、切片方向适用范围显示区53、心电图信息/照射剂量信息显示区54、滑动条55、56、57 等。
[0191] 在CT图像显示区51中显示基于投影数据所生成的CT图像。另外，该CT图像既 可以设为原始图像（基于校正处理前的投影数据而重构的CT图像），也可以设为基于被逐 次近似投影数据校正处理后的校正投影数据而重构的CT图像。例如，在拍摄之后为了 ROI 设定用而立即显示原始图像，在ROI设定后显示基于校正投影数据而重构的CT图像。操作 者能够在CT图像上设定ROI (即逐次近似投影数据校正处理的适用范围1005)。
[0192] 在通道方向适用范围显示区52中显示通道方向适用范围。
[0193] 在图20的例子中，设定并显示了多个通道方向适用范围1003c、1003d、1003e。
[0194] 体轴方向适用范围显示区53显示定位用图像以及体轴方向的图像创建范围。图 像创建范围虽然被设定为重构条件，但将其设为逐次近似投影数据校正处理的切片方向适 用范围1001。
[0195] 在心电图信息/照射剂量信息显示区54中，心电图信息300与照射剂量信息（照 射剂量变化曲线）600沿着同一时间轴来显示。此外，逐次近似投影数据校正处理的时间方 向（旋转方向）的适用范围l〇〇3c、1003d、1003e沿着与心电图信息300以及照射剂量信息 600的时间轴相同的时间轴来显示。
[0196] 滑动条55、56为用于调整适用范围的位置以及范围的操作部。例如，能够通过调 整滑动条55来调整表示时间方向适用范围1003的虚线以及箭头的位置。此外，能够通过 调整滑动条56来调整表示时间方向适用范围1003的箭头的长度（虚线的范围）。
[0197] 滑动条57为用于变更在CT图像显示区51中显示的图像的剖面位置的操作部。
[0198] 在将由操作者设定的ROI设定为逐次近似投影数据校正处理的适用范围的情况 下，ROI信息获取部31c根据所设定的重构条件来获取体轴方向的图像创建范围。此外，获 取与ROI对应的FOV。
[0199] 适用范围决定部32c基于从ROI信息获取部31c输入的ROI信息来计算体轴方向 (切片方向）以及通道方向的适用范围。
[0200] 适用范围显示区域运算部35c计算显示用数据，以使在上述的适用范围设定/显 示画面501c显示出的CT图像、定位图像、或者照射剂量信息等的相应范围中显示适用范 围。
[0201] 图21为说明第3实施方式的运算装置202c所执行的处理的流程的流程图。
[0202] 运算装置202c从数据收集装置106获取投影数据（步骤S401)。接下来，运算装 置202c (R0I信息获取部31c)基于投影数据来创建ROI设定用图像，并显示于上述的适用 范围设定/显示画面501c (步骤S402)。如果由操作者设定了 R0I、重构条件（步骤S403)， 则运算装置202c获取所设定的体轴方向图像创建范围以及ROI所对应的F0V。另外，在适 用范围设定/显示画面501c中，也可以设定将二维的ROI扩展为三维的VOI (Volume Of Interest，关心体积）。
[0203] 运算装置202c基于所获取的图像创建范围来计算切片方向适用范围（步骤 S404)。然后，运算装置202c计算所获取的FOV通道方向适用范围（步骤S405)。如图20 的设定画面所示那样，切片方向适用范围被设定为与操作者所输入的图像创建范围对应的 范围（在体轴方向适用范围显示区53中设定的符号1001的范围）。
[0204] 此外，不仅按照ROI信息来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围，而且也 可以如第2实施方式所示那样还参照心电图信息、照射剂量信息来决定适用范围。此时， 运算装置202c基于心电图信息、照射剂量信息来决定旋转方向适用范围1003c、1003d、 1003e〇
[0205] 如果这样设定了切片方向、旋转方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向 适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围（与 场所相关的范围）。同样地，基于旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
[0206] 步骤S406以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
[0207] 运算装置202c设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S406)。运算装置 202c求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S407)。接下来，运算装置 202c对由步骤S404~步骤S406的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤 S407求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S408)。
[0208] 在步骤S404、步骤S405中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理 的更新式（上述的式（4))中包括的索引i、j的范围。此外，由步骤S407所决定的平滑系 数相当于更新式中包括的0。运算装置202c作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输 出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
[0209] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S409)。此外，运算装置202c求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S410)。运算装置202c将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤 S411)。此外，如图20所示，运算装置202c将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显 示于适用范围设定/显示画面501c (步骤S412)。
[0210] 例如，运算装置202c针对逐次近似投影数据校正处理的适用范围而在CT图像显 示区51显示出的CT图像上显示适用范围1005。此外，运算装置202c在旋转方向适用范 围显示区52、心电图信息/照射剂量信息显示区54中分别显示旋转方向适用范围1003c、 1003d、1003e。此外，运算装置202c在切片方向适用范围显示区53中显示切片方向适用范 围 1001。
[0211] 如以上说明的那样，如果由操作者设定了 ROI，则运算装置202c基于ROI来缩减适 用逐次近似投影数据校正处理的范围。同时，在心脏拍摄中，基于心电图信息而在切片方向 以及旋转方向上缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。由此，逐次近似投影数据校 正处理的适用范围被缩减，因此能够缩短处理时间。此外，由于将校正处理的适用范围与定 位图像、影像图、或者心电图信息一起显示，因此操作者能容易地识别适用范围和适用范围 外。由此，能够明确在所设定的ROI中是否获得了与照射剂量平衡的噪声降低图像。
[0212] 另外，ROI也可设定多个。补充记载设定有多个ROI的情况。
[0213] 在同一 CT图像上设定有多个ROI的情况下，也可以设置与各ROI对应的适用范 围。但是，这样一来，适用范围的分布变得复杂，逐次近似投影数据校正处理的运算变得复 杂。进而，在设置适用范围余量等情况下，表示平滑系数的函数也变得复杂。因而，在同一 图像上设定有多个ROI的情况下，重新设定包含多个ROI的ROI (以下称作大R0I)，并将与 重新设定的大ROI对应的切片方向以及通道方向范围设为逐次近似投影数据校正处理的 适用范围即可。
[0214] 在以下的说明中，将单独设定的ROI称作小R0I，将包括多个小ROI的范围称作大 ROI 0
[0215] 图22为说明设定有多个小ROI的情况下的处理的流程图。
[0216] 首先，运算装置202c(适用范围决定部32c)受理设定ROI的图像的选择。操作者 调节设定画面的滑动条57,来选择在CT图像显示区51中显示的CT图像的体轴方向位置 (步骤S501)。在所选择的CT图像上设定ROI (小R0I)(步骤S502)。小ROI既可以重叠也 可以分离。小ROI的形状优选圆形，但也可以为矩形、椭圆等其他图形。
[0217] 在设定有多个ROI的情况下（步骤S503 是")，运算装置20c采用在步骤S502中 设定的小ROI的坐标信息来计算包含所有小ROI的区域。将该区域设为大ROI (步骤S504)。 大ROI也有时包括操作者不作为小ROI来设定的区域。大ROI的形状设为圆形。此外，期 望大ROI被设定为其中心接近拍摄的旋转中心。这是因为接近旋转中心的区域在正弦图上 成为接近直线的范围，逐次近似投影数据校正处理的适用范围计算变得容易的缘故。
[0218] 设定大ROI之后，与上述的步骤S404以后的处理相同。即，运算装置202获取由操 作者所设定的大ROI的位置信息，并基于所获取的ROI信息来计算切片方向适用范围。然 后，计算通道方向适用范围。在获取了照射剂量信息等的情况下，计算旋转方向适用范围。 如果设定了切片方向、通道方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决 定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围（与场所相关的范 围）。同样地，按照旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
[0219] 如以上说明的那样，在第3实施方式中，能够基于操作者在CT图像上设定的ROI 而在体轴方向以及通道方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。此外，在获取 了照射剂量信息等的情况下，能够根据照射剂量信息而在旋转方向上缩减逐次近似投影数 据校正处理的适用范围。其结果，能缩短逐次近似投影数据校正处理的处理时间。此外，在 适用范围设定/显示画面501c中，将各方向的适用范围显示于CT图像、定位图像、照射剂 量变化曲线上等。由此，操作者能容易地识别逐次近似投影数据校正处理的适用范围和适 用范围外。因此能够容易地确认在期望的范围中是否获得了期望的噪声降低图像。
[0220] 进而，在设定有多个ROI的情况下，能够设定包括多个ROI的一个大ROI来决定适 用范围。因而，能够防止处理的复杂化，谋求处理时间的缩短。由此，能够提高操作性以及 便利性并且能缩短处理时间。
[0221] [第4实施方式]
[0222] 接下来，参照图23~图25来详细地说明第4实施方式。
[0223] 在第4实施方式中，说明基于运动的内脏器官的变动量信息来计算逐次近似投影 数据校正处理的适用范围的方法。所谓运动的内脏器官，例如为心脏、肺。在以下的说明中， 以心脏为例来进行说明。
[0224] X射线CT装置1基于在拍摄中由心电图仪109测量到的心电图信息来计算时相不 同的图像间的差分值，求出图像变动量。然后，将图像变动量小的时相设为最适心相位，采 用最适心相位的投影数据来重构诊断用图像。在第4实施方式中，将最适心相位和其附近 的时间范围设为逐次近似投影数据校正处理的适用范围。
[0225] 图23为表示第4实施方式的运算装置202d的功能构成的图。
[0226] 在第4实施方式中，设置最适心相位决定部31d来代替图3所示的运算装置202 的适用范围决定用参数获取部31。
[0227] 如图23所示，第4实施方式的运算装置202d具有最适心相位决定部31d、适用范 围决定部32d、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算 部35。
[0228] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第4实施方式的运算装置202d为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0229] 最适心相位决定部31d基于心电图信息来计算时相不同的图像间的差分值。然 后，根据差分值的总和来计算对象时相下的图像间变动量。最适心相位决定部31d例如将 图像间变动量最小的时相设为最适心相位。另外，最适心相位既可以设为在所有相位中图 像间变动量成为最小值的时相，也可以考虑心脏的扩张和收缩而设为在扩张期以及收缩期 中图像间变动量分别成为最小值的时相。
[0230] 图24为表示用来表示各时相下的图像变动量的变化的变动量曲线700的一例的 图。
[0231] 横轴为时相（时间），纵轴为图像变动量。如果在前后的时相取图像间的差分来计 算图像变动量，则如图24所示，可知变动量的变迀。由于在图像变动量小的时相中难以出 现运动伪像，因此例如将图像变动量小的时相决定为最适心相位。在图24中，将时相701、 702设为最适心相位。
[0232] 适用范围决定部32d获取由最适心相位决定部31d所决定的最适心相位的信息。 然后，将包括最适心相位的时相范围设为逐次近似投影数据校正处理的时间方向（旋转方 向）适用范围1003。如图24所示，例如将最适心相位702的附近的时相范围设为时间方向 的适用范围1003f。同样地，将最适心相位701的附近的时相范围设为时间方向的适用范围 1003g〇
[0233] 图25为说明第4实施方式的运算装置202d所执行的处理的流程的流程图。
[0234] 运算装置202d获取投影数据以及心电图信息（步骤S601、步骤S602)。图像重构 装置221基于所获取的投影数据以及心电图信息而在每个时相重构CT图像（步骤S603)。 运算装置202d(最适心相位决定部31d)计算时相不同的图像间的差分值（步骤S604)。然 后，根据差分值的总和来计算对象时相下的图像变动量（步骤S605)。运算装置202d基于 在步骤S605中计算的图像变动量来决定最适心相位（步骤S606)。
[0235] 然后，适用范围决定部31d(运算装置202d)获取由最适心相位决定部31d所决定 的最适心相位的信息。运算装置202d将包括最适心相位的附近的时相范围设为逐次近似 投影数据校正处理的适用范围1003f、1003g(步骤S607)。运算装置202d基于上述的适用 范围1003f、1003g来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引i的 范围（与时间相关的范围）。
[0236] 步骤S608以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
[0237] 运算装置202d设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S608)。运算装置 202d求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S609)。接下来，运算装置 202d对由步骤S607~步骤S608的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤 S609求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S610)。
[0238] 在步骤S607中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理的更新式 (上述的式（4))中包括的索引i的范围。此外，由步骤S609所决定的平滑系数相当于更新 式中包括的0。运算装置202d作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数 据，并发送到重构处理装置221。
[0239] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S611)。此外，运算装置202d求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S612)。运算装置202d将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤 S613)。此外，运算装置202d将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于CT图像、 设定画面等（步骤S614)。
[0240] 例如，运算装置202d如图20的旋转方向适用范围显示区52那样显示逐次近似投 影数据校正处理的适用范围。
[0241] 如以上说明的那样，在第4实施方式中，在拍摄进行周期运动的内脏器官的情况 下，运算装置202d求出图像变动量，并基于图像变动量来决定最适相位。
[0242] 然后，将作为最适相位来决定的时相的附近的时间方向范围决定逐次近似投影数 据校正处理的适用范围。由此，能够在时间方向（即旋转方向）上缩减校正处理的适用范 围。由此，能够缩短处理时间。
[0243] [第5实施方式]
[0244] 接下来，参照图26~图27来详细地说明第5实施方式。
[0245] 在第5实施方式中，说明造影剂拍摄中的对于造影剂监视用图像的逐次近似投影 数据校正处理。
[0246] 一直以来，在采用了造影剂的CT检查中，进行用于监视造影剂朝向关心区域的到 达的造影剂监视拍摄。由于只要能够在造影剂监视拍摄中监视造影剂是否到达了规定的监 视位置即可，因此以低剂量来拍摄。在第5实施方式中，对于为了造影剂监视用所获取的投 影数据，也缩减范围来快速地进行逐次近似投影数据校正处理。由此，提高造影剂监视用图 像的图像质量，可进行高精度的浓度监视。
[0247] 图26为表示第5实施方式的运算装置202e的功能构成的图。
[0248] 在第5实施方式中，设置监视图像解析部31e来代替图3所示的运算装置202的 适用范围决定用参数获取部31。
[0249] 如图26所示，第5实施方式的运 算装置202e具有监视图像解析部31e、适用范围 决定部32e、逐次近似投影数据校正处理部33、监视图像重构部34e和适用范围显示区域运 算部35e。
[0250] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第5实施方式的运算装置202e为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0251] 监视图像解析部31e在监视造影剂浓度的剖面下，每隔规定时间获取监视用拍摄 的投影数据（以下称作监视用投影数据）。然后，基于监视用投影数据立即重构监视用图 像。监视图像解析部31e创建上次拍摄到的监视用图像和本次拍摄到的监视用图像的时间 差分图像。监视图像解析部31e解析所创建的时间差分图像内。在解析中，从时间差分图 像中搜索较大的差分值集中的区域。然后，将ROI设定为包含较大的差分值集中的区域。 将设定于时间差分图像的ROI设为监视图像的R0I。在进行了监视用拍摄的每个时刻设定 ROI 0
[0252] 适用范围决定部32e获取由监视图像解析部31e所设定的ROI信息。基于该ROI 信息，适用范围决定部32e对监视图像进行与第3实施方式相同的处理。即，适用范围决定 部32e基于由监视图像解析部3 Ie所设定的ROI，对监视用投影数据决定逐次近似投影数据 校正处理的适用范围。计算体轴方向（切片方向）以及通道方向的适用范围。
[0253] 逐次近似投影数据校正处理部33e限定于监视用投影数据之中的由适用范围决 定部32e所决定的适用范围来执行逐次近似投影数据校正处理。
[0254] 图像重构部34e基于从逐次近似投影数据校正处理部33输入的校正投影数据来 重构监视图像。监视图像重构部34e将重构后的监视图像输出到显示装置211。
[0255] 适用范围显示区域运算部35e进行用于显示由适用范围决定部32e所决定的适用 范围的运算。例如，计算监视图像上的适用范围的位置。
[0256] 图27为说明第5实施方式的运算装置202d所执行的处理的流程的流程图。
[0257] 运算装置202e选择用于监视造影剂浓度的剖面（造影监视剖面）（步骤S701)。 接下来，运算装置202e每隔规定时间对由步骤S701选择的造影监视剖面进行监视用拍摄 (步骤S702)。运算装置202e (监视图像解析部31e)在每次进行监视用拍摄时，采用通过 监视用拍摄所获得的监视用投影数据来重构CT图像（步骤S703)。
[0258] 进而，运算装置202e对上次拍摄图像和本次拍摄图像进行差分运算，来创建时间 差分图像（步骤S704)。此外，运算装置202e (监视图像解析部31e)在每次进行监视用拍 摄时，解析由步骤S702所创建的时间差分图像，来设定ROI (步骤S705)。在此，将ROI设定 为包括时间差分图像内较大的差分值集中的区域。
[0259] 步骤S706以后的处理与第3实施方式的ROI设定后的处理的流程（图21的步骤 S403以后的处理）相同。
[0260] 运算装置202e基于由步骤S705所设定的ROI信息，对监视用投影数据计算切片 方向适用范围以及通道方向适用范围（步骤S706)。如果设定了切片方向以及通道方向的 适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中 使用于运算的更新式的索引j的范围（与场所相关的范围）。同样地，基于旋转方向适用范 围来决定与时间相关的索引i的范围。
[0261] 运算装置202e设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S707)。此外，运算 装置202e求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S708)。接下来，运算 装置202e对由步骤S706~步骤S707的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由 步骤S708所求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S709)。运算装置 202e作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置 221〇
[0262] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成监视图像（步骤S710)。此外，运算装置202e求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S711)。
[0263] 运算装置202e将所生成的监视图像显示于显示装置211 (步骤S712)。此外，例 如，如图11所示，运算装置202e将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于监视图 像上（步骤S713)。
[0264] 如上那样，能够对造影拍摄时的通过造影剂监视用拍摄所获得的投影数据，缩减 适用范围来进行逐次近似投影数据校正处理。由此，能够降低监视图像的造影之处的图像 噪声，可实时地进行高精度的浓度监视。此外，由于进行逐次近似投影数据校正处理，因此 能够以低剂量来创建监视用图像，能够降低辐射量。
[0265] 以上，对本发明所涉及的X射线CT装置以及图像重构方法的优选实施方式进行了 说明，但本发明并不限定于上述的实施方式。如果为本领域的技术人员，则显然能在本申请 所公开的技术思想的范畴中想到各种变更例或者修正例，应该认为这样的情况当然也属于 本发明的技术范围。
[0266] 符号说明
[0267] I X射线CT装置、3被检体、10扫描仪、20操作单元、100台架、101床台装置、 102 X射线产生装置、103 X射线检测装置、104准直仪装置、105高电压产生装置、106数 据收集装置、107驱动装置、109心电图仪、200中央控制装置、201输入输出装置、202运 算装置、211显示装置、212输入装置、213存储装置、221重构处理装置、222图像处理装 置、31、31a适用范围决定用参数获取部、31b照射剂量信息获取部、31c ROI信息获取部、 31d最适心相位决定部、31e监视图像解析部、32、32a~32e适用范围决定部、33逐次近 似投影数据校正处理部、34图像重构部、34e监视图像重构部、35、35a~35e适用范围显 示区域运算部、4 F0V、300心电图、501a 501c适用范围设定显示画面、501b适用范围显 示画面、55、56、57滑动条（操作输入部）、600照射剂量变化曲线、601定位图像、700图 像变动量曲线、701、702最适心相位、1000、1000 b正弦图、1001、1001a、IOOlb切片方向适 用范围、1002通道方向适用范围、1003、1003a~1003g旋转方向适用范围、2001、2001a~ 2001c切片方向适用范围余量、2002通道方向适用范围余量、2003旋转方向适用范围余 量、1005适用范围、2005适用范围余量。
【主权项】
1. 一种X射线CT装置，其特征在于，具备： X射线产生装置，其从被检体的周围照射X射线； X射线检测装置，其检测透射上述被检体的X射线； 数据收集装置，其收集由上述X射线检测装置检测的数据； 运算装置，其输入由上述数据收集装置收集的数据来创建投影数据，并采用上述投影 数据来重构CT图像；和 显示装置，其显示上述CT图像， 上述运算装置具备： 适用范围决定部，其决定对上述投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，该 逐次近似投影数据校正处理为基于采用了表示校正的强度的平滑系数的逐次近似法的校 正处理； 逐次近似投影数据校正处理部，其对与由上述适用范围决定部决定出的范围相应的投 影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据；和 图像重构部，其采用上述校正投影数据来重构CT图像。2. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：适用范围显示部，其将上述逐次近似投影数据校正处理的 适用范围显示在上述CT图像上。3. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部基于拍摄条件信息、上述X射线的照射剂量信息以及图像重构条 件信息之中的至少一个信息来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。4. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：输入部，其受理拍摄条件信息或者图像重构条件信息的输 入， 上述适用范围决定部基于所输入的上述拍摄条件信息或者上述图像重构条件信息来 决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。5. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：输入部，其受理ROI向CT图像上的设定， 上述适用范围决定部基于所设定的ROI来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理 的范围。6. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部基于在CT图像上设定的ROI来决定适用上述逐次近似投影数据 校正处理的范围。7. 根据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部设定包含多个ROI在内的一个大ROI，并基于上述大ROI来决定适 用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。8. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：测量部，其测量拍摄中的与内脏器官的周期运动相关的信 息， 上述适用范围决定部基于由上述测量部测量出的与内脏器官的周期运动相关的信息 来计算图像的周期的变动量，并基于计算出的变动量来决定最适于重构的时相，将包括决 定出的时相在内的时间范围设为适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。9. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：造影监视拍摄部，其在采用了造影剂的拍摄中进行用于监 视造影剂的到达的造影监视用拍摄， 上述运算装置具备：监视用图像重构部，其采用下述校正投影数据来重构监视用CT图 像，该校正投影数据是由上述适用范围决定部决定对通过造影监视用拍摄所获取到的监视 用投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，并对与决定出的范围相应的监视用投 影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理而获得的校正投影数据。10. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部在上述投影数据的所有范围之中的体轴方向、通道方向以及时间 方向当中的至少任一个方向上缩减适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。11. 根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于， 在由上述适用范围决定部决定出的范围的周围设定余量区域，使上述平滑系数的大小 连续性变化地对与余量区域相应的投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理。12. 根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围显示部一起显示上述逐次近似投影数据校正处理的适用范围和上述余 量区域。13. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：操作画面显示部，其显示用于对适用上述逐次近似投影数 据校正处理的范围进行调整的操作画面。14. 一种图像重构方法，采用表示校正的强度的平滑系数对投影数据实施基于逐次近 似法的校正处理来创建校正投影数据，并采用上述校正投影数据来重构CT图像，上述图像 重构方法的特征在于， 由运算装置进行： 适用范围决定步骤，决定对上述投影数据适用基于上述逐次近似法的校正处理的范 围；和 校正投影数据创建步骤，对与决定出的范围相应的投影数据实施基于上述逐次近似法 的校正处理，来创建校正投影数据。
【专利摘要】本发明为了提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等，X射线CT装置(1)的运算装置(202)对通过拍摄所获得的投影数据实施逐次近似投影数据校正处理来创建校正投影数据，并采用校正投影数据来重构CT图像。运算装置(202)基于拍摄条件、重构条件等来决定适用逐次近似投影数据校正处理的范围。例如，基于X射线束宽度来决定切片方向适用范围，基于FOV来决定通道方向适用范围。运算装置(202)对与决定出的适用范围相应的投影数据实施逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据。
【IPC分类】A61B6/03
【公开号】CN104902818
【申请号】CN201480004061
【发明人】小原亮太
【申请人】株式会社日立医疗器械
【公开日】2015年9月9日
【申请日】2014年1月29日
【公告号】US20150348291, WO2014123041A1
【技术领域】
[0001] 本发明涉及对被检体照射X射线来获得CT图像的X射线CT装置等。尤其涉及X 射线CT装置快速地执行基于逐次近似法的投影数据的校正的技术。
【背景技术】
[0002] 近年来，为了实施辐射剂量少的CT检查，开发了执行基于逐次近似法的图像重构 的X射线CT装置。如果采用基于逐次近似法的图像重构，则可获得低剂量且噪声也少的CT 图像。
[0003] 在非专利文献1中，公开了作为逐次近似法之一的逐次近似投影数据校正处理。 逐次近似投影数据校正处理为作为图像重构的前处理的投影数据的校正处理之一。在逐次 近似投影数据校正处理中，采用将投影数据的投影值设为变量的更新式。更新式包括表示 校正的强度的平滑系数（也称作校正系数或惩罚项。）。此外，更新式包括相邻元件间的加 权加法处理。在逐次近似投影数据校正处理中，采用上述的更新式来反复更新投影值。而 且，每次更新时，采用价值函数来评价在更新后获得的投影值。针对各检测元件反复更新投 影值，直到价值函数的结果变得良好为止。
[0004] 式（1)表示在现有的逐次近似投影数据校正处理中采用的价值函数。
[0005] 式（2)表示在现有的逐次近似投影数据校正处理中采用的更新式。
[0008] 在上述的式（1)以及式（2)中，p为更新投影值，y为原始的投影值，0为平滑系 数，d为检测特性值，i为检测元件序号，n为迭代次数，w为权重。
[0009] 此外，在非专利文献1中，分别记载了与上述的式（1)、式（2)对应的式子。式（1) 为与非专利文献1的P. 1274所记载的式（9)对应的式子。式（2)为与非专利文献1的 p. 1274所记载的式（11)对应的式子。
[0010] 在本说明书中，由于采用沿着发明主旨的说明，因此采用与非专利文献1不同的 形式以及记号来记述各个式子，但上述的式（1)、式（2)的内容是与非专利文献1所记述的 各个式子相同的内容。
[0011] 在先技术文献
[0012] 非专利文献
[0013] 非专利文献 I :Jing Wang et. al.，"Penalized Weighted Least-Squares ApproachtoSinogramNoiseReductionandImageReconstructionforLow-Dose X-RayComputedTomography^,IEEETRANSACTIONSONMEDICALIMAGING,VOL. 25?NO. 10? OCTOBER2006,1272-1283
【发明内容】
[0014] 发明所要解决的课题
[0015] 但是，在上述的非专利文献1所记载的处理中，针对所有的检测元件适用逐次近 似投影数据校正处理。因而，存在处理需要很多时间的问题。
[0016] 本发明正是鉴于以上的问题点而完成的，其目的在于以提供一种通过限定范围来 适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间， 并且能够生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等为目的。
[0017] 用于解决课题的手段
[0018] 为了实现上述目的，一种X射线CT装置，其特征在于，具备：X射线产生装置，其从 被检体的周围照射X射线；X射线检测装置，其检测透射上述被检体的X射线；数据收集装 置，其收集由上述X射线检测装置检测的数据；运算装置，其输入由上述数据收集装置收集 的数据来创建投影数据，并采用上述投影数据来重构CT图像；和显示装置，其显示上述CT 图像，上述运算装置具备：适用范围决定部，其决定对上述投影数据适用逐次近似投影数 据校正处理的范围，该逐次近似投影数据校正处理为基于采用了表示校正的强度的平滑系 数的逐次近似法的校正处理；逐次近似投影数据校正处理部，其对与由上述适用范围决定 部决定出的范围相应的投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数 据；和图像重构部，其采用上述校正投影数据来重构CT图像。
[0019] 此外，一种图像重构方法，采用表示校正的强度的平滑系数对投影数据实施基于 逐次近似法的校正处理来创建校正投影数据，并采用上述校正投影数据来重构CT图像，上 述图像重构方法的特征在于，由运算装置进行：适用范围决定步骤，决定对上述投影数据适 用基于上述逐次近似法的校正处理的范围；和校正投影数据创建步骤，对与决定出的范围 相应的投影数据实施基于上述逐次近似法的校正处理，来创建校正投影数据。
[0020] 发明效果
[0021] 根据本发明，能够提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而 缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能生成与检查目的相应的低噪声 图像的X射线CT装置等。
【附图说明】
[0022] 图1为表示X射线CT装置1的整体构成的外观图。
[0023] 图2为X射线CT装置1的硬件框图。
[0024] 图3为运算装置202的功能框图。
[0025] 图4为表示整个处理的流程的流程图。
[0026] 图5为第1实施方式中的运算装置202a的功能框图。
[0027] 图6为表示切片方向适用范围1001的一例的图。
[0028] 图7为表示通道方向适用范围1002的一例的图。
[0029] 图8为在正弦图（sinogram) 1000上表现的通道方向适用范围1002以及适用范围 余量2002的一例。
[0030] 图9为说明通道方向适用范围以及适用范围余量与平滑系数的变化的关系的图。
[0031] 图10为说明切片方向适用范围以及适用范围余量与平滑系数的变化的关系的 图。
[0032] 图11为表示第1实施方式中的适用范围设定/显示画面501a的一例的图。
[0033] 图12为表示第1实施方式中的处理的流程的流程图。
[0034] 图13为第2实施方式中的运算装置202b的功能框图。
[0035] 图14为表示第2实施方式中的适用范围显示画面501b的一例的图。
[0036] 图15为对旋转方向适用范围1003进行说明的图。
[0037] 图16为表示心电图信息300与照射剂量变化曲线600的关系的图。
[0038] 图17为在正弦图1000 b上表现的旋转方向适用范围1003以及适用范围余量2003 的一例。
[0039] 图18为表示第2实施方式中的处理的流程的流程图。
[0040] 图19为第3实施方式中的运算装置202c的功能框图。
[0041] 图20为表示第3实施方式中的适用范围设定/显示画面501c的一例的图。
[0042] 图21为表示第3实施方式中的处理的流程的流程图。
[0043] 图22为说明ROI设定的细节的流程图。
[0044] 图23为第4实施方式中的运算装置202d的功能框图。
[0045] 图24为表示根据图像变动量求出的最适心相位与时间方向适用范围的关系的 图。
[0046] 图25为表示第4实施方式中的处理的流程的流程图。
[0047] 图26为第5实施方式中的运算装置202e的功能框图。
[0048] 图27为第5实施方式中的处理的流程的流程图。
【具体实施方式】
[0049] 以下，基于附图来详细地说明本发明的优选实施方式。首先参照图1以及图2来 说明X射线CT装置1的硬件构成。
[0050] X射线CT装置1大体上来分由扫描仪10以及操作单元20构成。
[0051] 扫描仪10包括床台装置101、X射线产生装置102、X射线检测装置103、准直仪装 置104、高电压产生装置105、数据收集装置106、驱动装置107等。操作单元20包括中央控 制装置200、输入输出装置201、运算装置202等。
[0052] 操作者经由输入输出装置201来输入拍摄条件、重构条件等。拍摄条件例如为X 射线束宽度、床台进给速度、管电流、管电压、拍摄范围（体轴方向范围）、每旋转一圈的拍 摄视图数等。此外，重构条件例如为关心区域、FOV (Field Of View，视场）、重构滤波函数 等。输入输出装置201包括显示CT图像等的显示装置211、鼠标、跟踪球、键盘、触摸面板等 输入装置212、存储数据的存储装置213等。
[0053] 中央控制装置205输入拍摄条件、重构条件，并将拍摄所需的控制信号发送给扫 描仪10所包含的各装置。准直仪装置104基于控制信号来控制准直仪的位置。如果接受 拍摄开始信号而开始拍摄，则高电压产生装置105基于控制信号而向X射线产生装置102 施加管电压、管电流。在X射线产生装置102中，从阴极释放与所施加的管电压相应的能量 的电子，所释放的电子与靶（阳极）碰撞，从而与电子能量相应的能量的X射线被照射到被 检体3。
[0054] 驱动装置107基于控制信号而使搭载有X射线产生装置102、X射线检测装置103 等的台架100绕着被检体3旋转。床台装置101基于控制信号来控制床台。
[0055] 从X射线产生装置102照射的X射线通过准直仪来限制照射区域。X射线在被检 体3内的各组织中根据X射线衰减系数被吸收（衰减）后通过被检体3,由配置在与X射线 产生装置102对置的位置的X射线检测装置103来检测。X射线检测装置103由配置在二 维方向（通道方向以及与其正交的列方向）的多个检测元件构成。由各检测元件所受光的 X射线被变换为实际投影数据。即，由X射线检测装置103检测出的X射线通过数据收集装 置106进行各种数据处理（向数字数据的变更、LOG变换、校准等），作为原始数据来收集， 并输入到运算装置202。
[0056] 此时，互相对置的X射线产生装置102以及X射线检测装置103在被检体3的周围 旋转，因此X射线产生装置102从被检体3的周围照射X射线。此外，X射线检测装置103 对透射被检体3的X射线进行检测。即，原始数据在旋转方向的离散X射线管位置（也称 作对置的检测器位置。）处被收集。各个X射线管位置处的投影数据的获取单位为"视图"。
[0057] 运算装置202由重构处理装置221、图像处理装置222等构成。此外，输入输出装 置201具备输入装置212、显示装置211、存储装置213等。
[0058] 重构处理装置221输入由数据处理装置106收集的原始数据来创建投影数据。此 外，重构处理装置221对投影数据进行逐次近似投影数据校正处理，创建校正投影数据。然 后，采用校正投影数据来重构CT图像。
[0059] 另外，本发明涉及逐次近似投影数据校正处理的改良。关于本发明所涉及的逐次 近似投影数据校正处理将在后面叙述。
[0060] 重构处理装置221将所生成的CT图像保存于存储装置213。此外，重构处理装置 221将所生成的CT图像显示于显示装置211。或者，图像处理装置222对保存于存储装置 213的CT图像进行图像处理，并将图像处理后的图像显示于显示装置211。
[0061] X射线CT装置1大致区分为：采用在二维方向上排列检测元件的X射线检测装置 103的多切片CT、和采用检测元件排列为1列即一维方向（仅通道方向）的X射线检测装置 103的单切片CT。在多切片CT中，与X射线检测装置103 -致地从X射线源即X射线产生 装置102照射呈圆锥状或角锥状扩展的X射线束。在单切片CT中，从X射线产生装置102 照射呈扇状扩展的X射线束。通常，在X射线CT装置1所进行的拍摄中，台架100绕着载 置于床台的被检体3旋转，同时进行X射线的照射（但是，除定位拍摄之外。）。
[0062] 在拍摄中床台被固定，X射线产生装置102绕着被检体3呈圆轨道状旋转的拍摄 形式被称作轴位扫描等。此外，床台连续地移动，X射线产生装置102绕着被检体3呈螺旋 轨道状旋转的拍摄形式被称作螺旋扫描等。
[0063] 床台装置101在轴位扫描的情况下，在进行拍摄的期间，设为使床台处于静止的 状态。此外，床台装置101在螺旋扫描的情况下，按照作为拍摄条件之一的床台进给的速 度，在进行拍摄的期间，使床台在被检体3的体轴方向上平行移动。
[0064] 接下来，参照图3来说明本发明的X射 线CT装置1的功能构成。图3尤其示出运 算装置202的功能构成。
[0065] 运算装置202作为主要的功能构成，具有适用范围决定用参数获取部31、适用范 围决定部32、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部 35〇
[0066] 此外，作为本发明的前提，运算装置202采用以下所示的式（3)的价值函数以及式 (4)的更新式，对投影数据执行逐次近似投影数据校正处理。
[0067] 式（3)以及式⑷分别为与非专利文献1所公开的价值函数（非专利文献1的P.1274的式（9))以及更新式（同文献同页的式（11))对应的式子。
[0070] 在此，p为更新投影值，y为原始的投影值，0为平滑系数，d为检测特性值，i为 与时间相关的索引，j为与场所（检测元件的场所）相关的索引，n为迭代次数，w为权重。
[0071] 在执行逐次近似投影数据校正处理之前，运算装置202决定适用逐次近似投影数 据校正处理的范围（以下称作适用范围。）。适用范围按照检查目的、拍摄条件等来决定。 适用范围包括与检测元件的场所相关的范围和与时间相关的范围。作为与检测元件的场所 相关的范围，存在切片方向的适用范围以及通道方向的适用范围。此外，由于X射线CT装 置1在被检体3的周围旋转的同时从多个角度方向获得投影数据，因此所谓与时间相关的 范围换言之是指台架100的旋转方向（视图角度）的范围。
[0072] 上述的适用范围在逐次近似投影数据校正处理中所采用的更新式以及价值函数 (上述的式（4)以及式（3))之中，由加法部的索引i以及j的范围来表现。如上述那样，i 为与时间相关的索引，j为与场所（检测元件的位置）相关的索引。运算装置202基于拍 摄条件、检查目的等来计算适用范围（索引i以及索引j的范围），对适用范围内的投影数 据适用逐次近似投影数据校正处理。
[0073] 对图3所示的各功能部进行说明。
[0074] 适用范围决定用参数获取部31获取用于决定适用逐次近似投影数据校正处理的 范围的参数（以下称作适用范围决定用参数。）。
[0075] 适用范围决定用参数例如既可以设为设定于X射线CT装置1的拍摄条件信息，也 可以设为照射剂量信息，还可以设为图像重构条件信息。此外，如心电图同步拍摄中的心电 图信息那样也可以设为内脏器官的周期运动的信息。此外，如造影剂拍摄中的造影监视用 图像的变动量等那样也可以设为通过解析图像而获得的信息。
[0076] 适用范围决定用参数能够从输入装置212、存储装置213、心电图仪109等外围设 备、以及运算装置202内的存储区域（RAM等）等中获取。
[0077] 例如，拍摄条件信息为X射线束宽度、体轴方向拍摄范围等的各种参数。
[0078] 拍摄条件信息在拍摄前通过操作者从输入装置212输入。或者存储于存储装置 213、运算装置202内的存储区域。
[0079] 照射剂量信息为管电流、管电压。照射剂量信息基于拍摄条件、重构条件以及被检 体的体格等由运算装置202来计算最适的值，并保持于运算装置202内的存储区域。或者 存储于存储装置213。
[0080] 图像重构条件信息例如为ROI、F0V、进行重构的体轴方向范围等，从输入装置212 输入。或者存储于存储装置213。
[0081] 心电图信息在心脏部的拍摄等中，从安装于被检体3的心电图仪109 (参照图3) 实时地获取。
[0082] 采用了造影剂的拍摄中的造影监视用图像的变动量根据运算装置202所进行的 解析的结果来获得。
[0083] 适用范围决定部32从数据收集装置106获取所输入的投影数据。
[0084] 此外，从适用范围决定用参数获取部31获取适用范围决定用参数。
[0085] 然后，适用范围决定部32对所获取的投影数据来决定逐次近似投影数据校正处 理的适用范围。适用范围成为使图像质量提高的范围。提高图像质量的目的大致区分为两 个。一个是由于为了降低辐射量而以低剂量进行了拍摄从而无法获得设为目标的图像质量 的情况。另一个是虽然剂量充足但为了进一步提高关注部位的图像质量。
[0086] 适用范围决定部32基于拍摄条件等的适用范围决定用参数来决定逐次近似投影 数据校正处理的适用范围。适用范围决定部32缩减整个投影数据之中与适用校正处理的 检测元件的场所相关的范围、以及与时间相关的范围。所谓与检测元件的场所相关的范围， 是指检测元件的通道方向范围以及切片方向范围。此外，所谓与时间相关的范围，是指检测 装置的旋转角度（视图角度）的范围。
[0087] 与检测元件的场所相关的范围对应于上述的价值函数（式（3))以及更新式（式 (4))中包括的加法部的索引j的范围。此外，与时间相关的范围对应于上述的价值函数（式 (3))和更新式（式（4))中包括的加法部的索引i的范围。适用范围决定部32将所决定的 适用范围输出到逐次近似投影数据校正处理部33以及适用范围显示区域运算部35。
[0088] 分别在各个实施方式中说明采用了各适用范围决定用参数的适用范围的决定方 法的详细内容。
[0089] 适用范围决定部32按照目标图像质量、检查目的来决定式（4)中包括的平滑系数 的大小。平滑系数为表示校正的强度的系数。
[0090] 逐次近似投影数据校正处理部33针对由适用范围决定部32所决定的适用范围来 执行逐次近似投影数据校正处理。在逐次近似投影数据校正处理中，运算装置202对处于 适用范围内的投影数据适用式（4)的更新式。以迭代的方式进行运算，直到式（3)所示的 价值函数成为良好结果为止。运算的结果，将获得的投影值作为校正投影数据而输出到图 像重构部34。
[0091] 图像重构部34基于从逐次近似投影数据校正处理部33输入的校正投影数据来重 构CT图像。图像重构部34将重构后的CT图像输出到显示装置211。
[0092] 适用范围显示区域运算部35进行用于显示由适用范围决定部32所决定的适用范 围的运算。例如计算CT图像上的适用范围的位置。
[0093] 显示装置211显示由图像重构部34重构的CT图像。此外，显示逐次近似投影数 据校正处理的适用范围。例如，显示装置211在CT图像上明示上述的适用范围。也可以在 适用范围与非适用范围的边界显示线。另外，边界的显示形式并不限定于线，也可采用其他 的形式来显示。
[0094] 接下来，参照图4来说明本发明的X射线CT装置1的整个处理的流程。
[0095] 首先，X射线CT装置1对被检体3进行定位拍摄。接下来，X射线CT装置基于通 过定位拍摄所拍摄到的定位图像来进行拍摄条件、重构条件等的各种条件设定。然后，X射 线CT装置1进行断层拍摄（正式拍摄），获取投影数据（步骤S101)。
[0096] 运算装置202对所获取的投影数据进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S102)。 在本发明中，如上述那样，在执行逐次近似投影数据校正处理的迭代运算之前，决定逐次近 似投影数据校正处理的适用范围。逐次近似投影数据校正处理的适用范围的决定方法将在 各实施方式中进行说明。运算装置202仅对适用范围的投影数据执行逐次近似投影数据校 正处理。
[0097] 运算装置202采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据来进 行图像重构，生成CT图像（步骤S103)。运算装置202例如进行基于逐次近似法的图像重 构。在本发明中，由于投影数据的一部分的适用范围通过逐次近似投影数据校正处理被校 正，因此校正投影数据成为一部分被降低了噪声的数据。因此，由校正投影数据所生成的CT 图像提高了与上述的适用范围对应的部位的图像质量。
[0098] 运算装置202将所生成的CT图像（噪声降低图像）显示于显示装置211。此外， 运算装置202也可将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示在例如CT图像上（步 骤S104)。显示方式的详细内容将在后面叙述。
[0099][第1实施方式]
[0100] 接下来，参照图5~图12来详细地说明第1实施方式。
[0101] 如上述那样，如果缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围，则有时会在被校 正处理后的部分和未被校正处理的部分的边界区域中产生条纹状伪像。因而，在第1实施 方式中，运算装置202在适用范围中设定余量区域。此外，在适用范围内外的边界附近，逐 次近似投影数据校正处理的更新式中包含的平滑系数平滑地连续。具体而言，使适用于余 量区域内的平滑系数如从适用范围朝向适用范围外逐渐变小那样连续地变化。
[0102] 图5为表示第1实施方式的运算装置202a的功能构成的图。
[0103] 第1实施方式的运算装置202a除了图4所示的运算装置202的功能构成之外，还 具备余量设定部36以及平滑系数决定部37。即，第1实施方式的运算装置202a具有适用 范围决定用参数获取部31a、适用范围决定部32a、余量设定部36、平滑系数决定部37、逐次 近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部35a。
[0104] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第1实施方式的运算装置202a为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0105] 第1实施方式的适用范围决定用参数获取部31a作为适用范围决定用参数而获取 X射线束宽度以及剖面内的拍摄范围的尺寸即FOV。X射线束宽度包括在拍摄条件信息中。 FOV包括在重构条件信息中。拍摄条件信息以及重构条件信息既可以设为操作者在输入装 置212中设定的内容，也可以设为按照每个检查目的而被预置（存储于存储装置213)的内 容等。
[0106] 适用范围决定部32a基于X射线束宽度0来决定逐次近似投影数据校正处理的 适用范围。具体而言，计算与X射线束宽度0对应的体轴方向（切片方向）的检测元件范 围，并将所计算的检测元件范围设为校正处理的切片方向适用范围1001。图6为在图的横 向上观察被检体3的体轴方向的图。如图6所示，从X射线管102照射的X射线束的体轴 方向的扩展角9为X射线束宽度。适用范围决定部32a将与X射线束宽度0对应的切片 方向的检测元件范围设定为校正处理的切片方向适用范围1001。
[0107] 此外，适用范围决定部32a基于FOV来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范 围。具体而言，适用范围决定部32a计算与FOV对应的通道方向的检测元件范围。而且，将 所计算的检测元件范围设为校正处理的通道方向适用范围1002。图7为在图的横向上观察 被检体3的体宽（X)方向、且在图的深度方向上观察体轴方向的图。图7的单点划线所示 的范围4被设定为F0V。适用范围决定部32a将与FOV对应的通道方向检测元件范围设为 校正处理的通道方向适用范围1002。
[0108] 图5的余量设定部36在适用范围决定部32a所决定的适用范围中设定余量区域。
[0109] 逐次近似投影数据校正处理中采用的更新式，如上述的式（4)所示那样，包括相 邻元件间的加权加法处理。余量设定部36基于进行加权加法处理的相邻元件范围来设定 运算处理的余量。例如，在加权加法处理的相邻元件范围为2元件的情况下，在两端设定1 元件量的运算处理用余量。另外，该例子为一例，也可以设置2元件量以上的运算处理用余 量。
[0110] 此外，余量设定部36如上述那样为了防止条纹状伪像的产生，而扩大适用范围决 定部32a所决定的适用范围。将此意义的余量称作适用范围余量。适用范围余量的宽窄期 望考虑在逐次近似投影数据校正处理以后的处理中影响所波及的范围来设定。例如，在逐 次近似投影数据校正处理以后进行滤波处理的情况下，余量设定部36设定给滤波处理带 来影响的元件数份的适用范围余量。此外，适用范围余量的方向根据适用范围的方向来设 定。例如，在通道方向以及切片方向之中的至少任一方或者双方中设置适用范围余量。
[0111] 图8为1剖面量的投影数据的正弦图1000。横轴表示检测元件的通道位置，纵轴 表示旋转角度。正弦图1000由灰色标度（浓淡）来表示各旋转角度位置处的各检测元件 的投影值。
[0112] 例如，如果将图7所示的通道方向适用范围1002表现在正弦图1000上，则成为图 8的灰色所示的范围。余 量设定部36在通道方向适用范围1002的通道方向两端设定通道 方向适用范围余量2002。
[0113] 图5的平滑系数决定部37计算适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数。平 滑系数决定部37设定为适用于适用范围余量的平滑系数从适用范围朝向适用范围外连续 地变小。如果如上那样使平滑系数在适用范围和适用范围外的边界（适用范围余量）平滑 地发生变化，则能够减轻条纹状伪像的产生。平滑系数决定部37针对通道方向以及体轴方 向的双方，使平滑系数在适用范围内外的边界平滑地发生变化。
[0114] 图9为表示通道方向的适用范围内外的边界附近的平滑系数的变化的图。如图9 所示，在通道方向适用范围1002与适用范围外的边界位置设定了适用范围余量2002。平滑 系数决定部37将适用于适用范围1002内的平滑系数设定为固定值。而且，将适用于适用 范围1002的外侧的范围的平滑系数设定为0。进而，在适用范围内外的边界区域（适用范 围余量2002)设定为平滑系数平滑地发生变化。
[0115] 对于切片方向也同样地，余量设定部36在切片方向适用范围1001中设置切片方 向适用范围余量2001 (参照图10)。此外，平滑系数决定部37关于切片方向也与通道方向 同样地设定平滑系数。
[0116] 图10为表示切片方向的平滑系数的变化的图。在图10的例子中，在体轴方向的多 个区域中设定了切片方向适用范围1001a、1001b。如图10所示，在适用范围1001a、1001b 和适用范围外的区域的边界，分别设定了适用范围余量2001a、2001b。如图10所示，平滑 系数决定部37也可以在各适用范围1001a、1001b中设定不同的平滑系数。在各适用范围 1001a、IOOlb中设定不同大小的平滑系数的情况下，如图10所示也可以在适用范围1001a、 1001b的中间的区域中较宽地设定适用范围余量2001c，以使平滑系数阶段性地发生变化。
[0117] 图5的适用范围显示区域运算部35a计算由适用范围决定部32所决定的适用范 围在CT图像上的位置。在第1实施方式中，在适用范围的周围设置了适用范围余量。因此， 期望计算适用范围以及适用范围余量双方在CT图像上的位置。另外，也可以通过操作者的 选择操作来切换有无适用范围以及适用范围余量的边界显示。
[0118] 图11为表示适用范围设定/显示画面501a的例子的图。
[0119] 在图11的例子中，在CT图像显示区51所显示的CT图像上显示了表示适用范围 的边界线1005以及表示适用范围余量的边界线2005。也可以显示表示适用范围的边界线 1005以及表示适用范围余量的边界线2005之中的任一者。此外，也可以构成为通过操作者 的选择来切换有无边界线1〇〇5、2005。
[0120] 此外，在图11所示的适用范围设定/显示画面501a中，也可以设置用于移动各边 界线1005、2005或进行尺寸变更的输入操作部（滑动条55、56、57)。作为输入操作部，如果 采用例如调整边界线1005、2005的宽窄、位置的⑶I，则能进行直观的操作。如果通过操作 者操作输入操作部来移动边界线1〇〇5、2005的位置，或者进行尺寸变更，则适用范围决定 部32a以及余量设定部36将逐次近似投影数据校正处理的适用范围或者适用范围余量重 新设定为被移动、变更后的位置或者尺寸。逐次近似投影数据校正处理部33对被重新设定 的适用范围等来再次执行逐次近似投影数据校正处理。
[0121] 图12为说明第1实施方式的运算装置202a所执行的处理的流程的流程图。
[0122] 运算装置202a从数据收集装置106获取投影数据（步骤S201)。此外，运算装置 202a(适用范围决定部32a)获取拍摄条件信息等（步骤S202)。所获取的拍摄条件信息为 X射线束宽度0、FOV。
[0123] 运算装置202a如图6所示那样基于X射线束宽度来计算切片方向适用范围 1001(步骤S203)。然后，如图7所示那样基于FOV来计算通道方向适用范围1002(步骤 S204)。
[0124] 首先决定切片方向适用范围1001的原因在于，在切片方向上缩减适用范围的情 形所削减的数据量大。
[0125] 接下来，运算装置202a设定与各适用范围对应的适用范围余量2001、2002(步骤 S205)〇
[0126] 运算装置202a求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S206)。 如图9以及图10所示那样平滑系数在适用范围内外平滑连续地发生变化。
[0127] 接下来，运算装置202a对由步骤S203~步骤S205的处理所决定的适用范围以及 适用范围余量适用由步骤S206所求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步 骤 S207)。
[0128] 在步骤S203~步骤S204的处理中所决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据 校正处理的更新式（上述的式（4))中包括的索引i、j之中的、与场所相关的索引j的范 围。此外，平滑系数相当于更新式中包括的0。
[0129] 运算装置202a作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并 发送到重构处理装置221。
[0130] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S208)。重构处理装置221例如进行基于逐次近似法 的图像重构。在本发明中，由于投影数据的一部分的适用范围通过逐次近似投影数据校正 处理来校正，因此校正投影数据成为一部分被降低了噪声的数据。根据校正投影数据所生 成的CT图像提高与上述的适用范围对应的部位的图像质量。
[0131] 运算装置202a求出CT图像上的适用范围的显示区域（步骤S209)。
[0132] 运算装置202a将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤S210)。此时，如图 11所示，运算装置202将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示在CT图像上（步骤 S211)〇
[0133] 如以上说明的那样，第1实施方式的运算装置202a在进行投影数据的逐次近似处 理时，首先基于X射线束宽度以及FOV等拍摄条件或者重构条件来缩减适用逐次近似投影 数据校正处理的范围。此外，在与适用范围相邻的区域中设置适用范围余量，并将平滑系数 设定为校正处理的强度在适用范围内外的边界变得平滑。然后，对适用范围以及适用范围 余量适用上述的平滑系数，执行逐次近似投影数据校正处理。
[0134] 由此，能够将逐次近似投影数据校正处理限定于投影数据的一部分，因此能够缩 短处理时间。此外，适用范围基于拍摄条件、重构条件来设定，因此能够按照CT检查的目的 来适当缩短处理时间。此外，根据拍摄条件、重构条件等来决定适用范围，因此针对与所关 注的部位对应的投影数据进行校正处理。由此，能短时间地生成低噪声图像。此外，在适 用范围的周围设置余量，并将平滑系数设定为校正的强度根据距适用范围的距离而逐渐变 小，因此能够减轻在适用范围内外的图像质量的变化所引起的不协调感。此外，在所生成的 CT图像中重叠显示适用范围和适用范围外的边界线，因此在观察图像时能够在CT图像上 视觉辨认被进行了校正处理后的区域。
[0135] [第2实施方式]
[0136] 接下来，参照图13~图18来详细地说明第2实施方式。
[0137] 在第2实施方式中，X射线CT装置1利用照射剂量信息作为用于决定逐次近似投 影数据校正处理的适用范围的参数。所谓照射剂量信息，是指X射线管电流、管电压等的参 数。照射剂量信息基于拍摄条件、拍摄部位、被检体的体格等来决定。X射线CT装置的运算 装置202在拍摄之前，计算向各体轴方向位置照射的最适剂量的变化曲线。通常，在诊断部 位（关注部位）输出用于满足设为目标的图像质量的充足的照射剂量。另一方面，在其他 部位设为仅图像重构所需的低剂量，来谋求辐射量的降低。
[0138] 在第2实施方式中，利用拍摄时所使用的照射剂量信息来决定逐次近似投影数据 校正处理的适用范围。
[0139] 图13为表示第2实施方式的运算装置202b的功能构成的图。
[0140] 在第2实施方式中，设置照射剂量信息获取部31b来代替图3所示的运算装置202 的适用范围决定用参数获取部31。
[0141] 如图13所示，第2实施方式的运算装置202b具有照射剂量信息获取部31b、适用 范围决定部32b、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运 算部35b。
[0142] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第2实施方式的运算装置202b为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0143] 图14为第2实施方式的适用范围显示画面501b的一例。在适用范围显示画面 501b中显示了定位图像601和照射剂量变化曲线600。此外，定位图像601的体轴方向位 置和照射剂量变化曲线600的体轴方向位置一致。
[0144] 第2实施方式的照射剂量信息获取部31b作为用于决定适用范围的参数而获取照 射剂量信息。照射剂量信息例如为图14所示的照射剂量变化曲线600。照射剂量变化曲线 600表示与体轴方向位置相应的照射剂量[mAs]的变化。照射剂量信息既可以利用基于拍 摄条件等由运算装置202b计算出的信息，也可以利用被预置的信息。照射剂量信息也有时 基于在心电图同步拍摄等中从心电图仪109输入的心电图信息来创建。
[0145] 在本实施方式中，作为一例，对使照射剂量发生变化的同时拍摄全身（包括心脏） 的情况进行说明。其中，即便是包括心脏的全身拍摄以外也能适用本发明。
[0146] 适用范围决定部32b基于从照射剂量信息获取部31b输入的照射剂量信息来计算 适用逐次近似投影数据校正处理的体轴方向（切片方向）的范围。例如，适用范围决定部 32b在照射剂量的变化曲线600中设定阈值。
[0147] 而且，将成为比阈值小的照射剂量的体轴方向范围设为适用范围。或者也可以将 成为比阈值大的照射剂量的体轴方向范围设为适用范围。
[0148] 将成为比阈值小的照射剂量的范围设为适用范围的目的在于，针对以低剂量进行 拍摄所获得的范围，通过校正投影数据，由此来提高图像质量。
[0149] 另一方面，将成为比阈值大的照射剂量的范围设为适用范围的目的在于，通过校 正包括关注部位的范围的投影数据，由此来进一步提高诊断用图像的图像质量。
[0150] 关注部位通常以足够大的照射剂量来拍摄。
[0151] 此外，适用范围决定部32b也可以基于照射剂量的体轴方向的变化量（微分值） 的有无来决定适用范围。
[0152] 例如，在图14所示的照射剂量变化曲线600中，在被检体3的头顶部、以及从胸部 到腹部的范围中照射剂量的变化大。适用范围决定部32b将照射剂量的变化量大的切片方 向范围设为校正处理的切片方向适用范围1001c、1001d。此外，下肢以低剂量来拍摄。将 以比规定的阈值小的低剂量所拍摄到的切片方向范围设为校正处理的切片方向适用范围 IOOle0
[0153] 进而，适用范围决定部32b基于旋转方向的照射剂量的变化来计算适用逐次近似 投影数据校正处理的旋转方向的范围。
[0154] 图15为表现了旋转方向的适用范围1003a、1003b的图。
[0155] 适用范围决定部32b对在旋转角度方向上发生变化的照射剂量设定阈值，在比阈 值大的旋转角度范围或者比阈值小的旋转角度范围中限定逐次近似投影数据校正处理的 适用范围。或者，也可以按照有无照射剂量的旋转角度方向的变化量（微分值）来限定适 用范围。
[0156] 此外，在心脏拍摄中，适用范围决定部32b也可以心电图的特征波形（例如R波） 作为基准来决定适用范围。
[0157] 图16为表示在心脏同步拍摄时所获取的心电图波形和对应于心电图波形所决定 的照射剂量的图。横轴为时间。
[0158] 如图16所示，在心电图同步拍摄?CG Electrocardiogram)中，为了减轻心脏的 运动所引起的运动伪像，基于心电图信息而在包括最适于拍摄的心相位（静止心相位）的 范围中照射充足的剂量。在其他的相位中设为低剂量。
[0159] 适用范围决定部32b将照射剂量比规定的阈值大的旋转方向范围（时间方向范 围）设为校正处理的旋转方向适用范围l〇〇3a。或者，也可以将照射剂量成为规定的阈值以 下的旋转方向范围（时间方向范围）设为校正处理的旋转方向适用范围l〇〇3b。
[0160] 图15所示的旋转方向适用范围1003a、1003b分别对应于图16所示的旋转方向适 用范围 1003a、1003b。
[0161] 图17为投影数据的正弦图1000b。横轴表示检测元件的通道位置，纵轴表示旋转 角度位置。
[0162] 如果在正弦图1000 b上表现旋转方向适用范围1003,则例如像图17的虚线以及箭 头所示的范围那样表现。旋转角度方向的规定范围被缩减为适用范围1003。另外，也可以 如第1实施方式所说明的那样，也在旋转角度方向上设定适用范围余量2003。
[0163] 第2实施方式的适用范围显示区域运算部35b计算用于显示由适用范围决定部 32b所决定的适用范围的显示用数据。
[0164] 图14为表示适用范围显示画面501b的例子的图。
[0165] 在图14的例子中，如与定位图像601的体轴方向位置一致那样表示照射剂量变化 曲线600。此外，在定位图像601上显示表示切片方向适用范围1001c、IOOlcU IOOle的边界 线、箭头等。
[0166] 此外，如图15所示，也可以将表示旋转方向适用范围1003a、1003b的图显示在适 用范围显示画面501b内。
[0167] 此外，在进行心电图同步拍摄的情况下，如图16所示，也可以在心电图300、照射 剂量变化曲线600上显示表示适用范围1003a、1003b的边界线、箭头。
[0168] 此外，在图14的适用范围显示画面501b中，也可以设置用于移动表示所显示的适 用范围的标记（在图14、图15、图16中为边界线、箭头）、或者进行尺寸变更的输入操作部。 如果通过输入操作部移动了适用范围的位置、或者进行了尺寸变更，则适用范围决定部32b 将适用范围重新设定为被移动或者被变更后的位置或者尺寸，再次执行逐次近似投影数据 校正处理。
[0169] 图18为说明第2实施方式的运算装置202b所执行的处理的流程的流程图。
[0170] 运算装置202b从数据收集装置106获取投影数据（步骤S301)。运算装置202b (适 用范围决定部32b)获取照射剂量信息（步骤S302)。
[0171] 运算装置202b对所获取的照射剂量信息进行阈值判定。或者判定变化量（微分 值）（步骤S303)。然后，基于判定结果首先计算切片方向适用范围1001(步骤S304)。例 如运算装置202b按照切片方向的照射剂量的变化来计算切片方向适用范围1001c、IOOlcU 1001e。切片方向的校正处理适用范围在更新式中被表现为与场所相关的索引j的范围。
[0172] 如上述那样，将照射剂量比规定的阈值小（或者大）的切片方向范围设为切片方 向适用范围l〇〇le。或者，根据照射剂量的变化（微分值）的有无来决定切片方向适用范围 1001cU001d〇
[0173] 然后，运算装置202b计算旋转方向适用范围（步骤S305)。旋转方向适用范围的 决定方法与切片方向适用范围1001相同。例如，将照射剂量比规定的阈值小（或者大）的 旋转方向范围设为适用范围。或者，根据照射剂量的变化（微分值）的有无来限定旋转方 向适用范围。此外，在心电图同步拍摄中，由于基于在拍摄时所获得的心电图信息来决定照 射剂量，因此以照射剂量的特征波形（例如R波）为基准而将适当的心相位设为旋转方向 适用范围1003。
[0174] 旋转方向的校正处理适用范围1003a、1003b在更新式中被表现为与时间相关的 索引i的范围。
[0175] 步骤S306以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
[0176] 运算装置202b设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S306)。运算装置 202b求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S307)。接下来，运算装置 202b对由步骤S304~步骤S306的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤 S307求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S308)。
[0177] 在步骤S304、步骤S305中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理 的更新式（上述的式（4))中包括的索引i、j的范围。此外，由步骤S307所决定的平滑系 数相当于更新式中包括的0。运算装置202b作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输 出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
[0178] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S309)。此外，运算装置202b求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S310)。运算装置202b将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤 S311)。此外，如图14所示，运算装置202b将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显 示于适用范围显示画面501b (步骤S312)。
[0179] 如以上说明的那样，第2实施方式的运算装置202b在使照射剂量于体轴方向位置 或者旋转方向位置发生变化的同时进行拍摄的最适剂量拍摄中，基于照射剂量信息而在切 片方向以及旋转方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。尤其，在心脏拍摄中， 基于心电图信息来创建照射剂量的变化曲线。因此，基于心电图信息而在切片方向以及旋 转方向上缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。由此，能够缩短逐次近似投影数据 校正处理的处理时间。此外，由于将校正处理的适用范围与定位图像、影像图、或者心电图 信息一起来显示，因此操作者能容易地识别逐次近似投影数据校正处理的适用范围和适用 范围外。由此，能够明确是否获得了与照射剂量平衡的噪声降低图像。
[0180] [第3实施方式]
[0181] 接下来，参照图19~图22来详细地说明第3实施方式。
[0182] 在第3实施方式中，说明基于操作者在图像上设定的ROI (Region Of Interest，关 心区域）信息来计算逐次近似投影数据校正处理的适用范围的方法。
[0183] 图19为表示第3实施方式的运算装置202c的功能构成的图。
[0184] 在第3实施方式中，设置ROI信息获取部31c来代替图3所示的运算装置202的 适用范围决定用参数获取部31。
[0185] 如图19所示，第3实施方式的运算装置202c具有ROI信息获取部31c、适用范围 决定部32c、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算部 35c〇
[0186] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第3实施方式的运算装置202c为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0187] ROI信息获取部31c作为用于决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围的参数 而获取ROI信息。ROI信息既可以设为由操作者在CT图像上设定的信息，也可以为基于图 像的解析的结果而设定的信息。在本实施方式中，说明基于由操作者在CT图像上设定的 ROI信息来决定逐次近似投影数据校正处理的范围的例子。
[0188] ROI信息获取部31c例如将图20所示的适用范围设定/显示画面501c显示于显 示装置211。适用范围设定/显示画面501c为用于由操作者设定R0I、逐次近似投影数据 校正处理的适用范围的操作画面。
[0189] 对图20所示的适用范围设定/显示画面501c进行说明。
[0190] 适用范围设定/显示画面501c具有CT图像显示区51、旋转方向适用范围显示区 52、切片方向适用范围显示区53、心电图信息/照射剂量信息显示区54、滑动条55、56、57 等。
[0191] 在CT图像显示区51中显示基于投影数据所生成的CT图像。另外，该CT图像既 可以设为原始图像（基于校正处理前的投影数据而重构的CT图像），也可以设为基于被逐 次近似投影数据校正处理后的校正投影数据而重构的CT图像。例如，在拍摄之后为了 ROI 设定用而立即显示原始图像，在ROI设定后显示基于校正投影数据而重构的CT图像。操作 者能够在CT图像上设定ROI (即逐次近似投影数据校正处理的适用范围1005)。
[0192] 在通道方向适用范围显示区52中显示通道方向适用范围。
[0193] 在图20的例子中，设定并显示了多个通道方向适用范围1003c、1003d、1003e。
[0194] 体轴方向适用范围显示区53显示定位用图像以及体轴方向的图像创建范围。图 像创建范围虽然被设定为重构条件，但将其设为逐次近似投影数据校正处理的切片方向适 用范围1001。
[0195] 在心电图信息/照射剂量信息显示区54中，心电图信息300与照射剂量信息（照 射剂量变化曲线）600沿着同一时间轴来显示。此外，逐次近似投影数据校正处理的时间方 向（旋转方向）的适用范围l〇〇3c、1003d、1003e沿着与心电图信息300以及照射剂量信息 600的时间轴相同的时间轴来显示。
[0196] 滑动条55、56为用于调整适用范围的位置以及范围的操作部。例如，能够通过调 整滑动条55来调整表示时间方向适用范围1003的虚线以及箭头的位置。此外，能够通过 调整滑动条56来调整表示时间方向适用范围1003的箭头的长度（虚线的范围）。
[0197] 滑动条57为用于变更在CT图像显示区51中显示的图像的剖面位置的操作部。
[0198] 在将由操作者设定的ROI设定为逐次近似投影数据校正处理的适用范围的情况 下，ROI信息获取部31c根据所设定的重构条件来获取体轴方向的图像创建范围。此外，获 取与ROI对应的FOV。
[0199] 适用范围决定部32c基于从ROI信息获取部31c输入的ROI信息来计算体轴方向 (切片方向）以及通道方向的适用范围。
[0200] 适用范围显示区域运算部35c计算显示用数据，以使在上述的适用范围设定/显 示画面501c显示出的CT图像、定位图像、或者照射剂量信息等的相应范围中显示适用范 围。
[0201] 图21为说明第3实施方式的运算装置202c所执行的处理的流程的流程图。
[0202] 运算装置202c从数据收集装置106获取投影数据（步骤S401)。接下来，运算装 置202c (R0I信息获取部31c)基于投影数据来创建ROI设定用图像，并显示于上述的适用 范围设定/显示画面501c (步骤S402)。如果由操作者设定了 R0I、重构条件（步骤S403)， 则运算装置202c获取所设定的体轴方向图像创建范围以及ROI所对应的F0V。另外，在适 用范围设定/显示画面501c中，也可以设定将二维的ROI扩展为三维的VOI (Volume Of Interest，关心体积）。
[0203] 运算装置202c基于所获取的图像创建范围来计算切片方向适用范围（步骤 S404)。然后，运算装置202c计算所获取的FOV通道方向适用范围（步骤S405)。如图20 的设定画面所示那样，切片方向适用范围被设定为与操作者所输入的图像创建范围对应的 范围（在体轴方向适用范围显示区53中设定的符号1001的范围）。
[0204] 此外，不仅按照ROI信息来决定逐次近似投影数据校正处理的适用范围，而且也 可以如第2实施方式所示那样还参照心电图信息、照射剂量信息来决定适用范围。此时， 运算装置202c基于心电图信息、照射剂量信息来决定旋转方向适用范围1003c、1003d、 1003e〇
[0205] 如果这样设定了切片方向、旋转方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向 适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围（与 场所相关的范围）。同样地，基于旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
[0206] 步骤S406以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
[0207] 运算装置202c设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S406)。运算装置 202c求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S407)。接下来，运算装置 202c对由步骤S404~步骤S406的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤 S407求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S408)。
[0208] 在步骤S404、步骤S405中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理 的更新式（上述的式（4))中包括的索引i、j的范围。此外，由步骤S407所决定的平滑系 数相当于更新式中包括的0。运算装置202c作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输 出校正投影数据，并发送到重构处理装置221。
[0209] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S409)。此外，运算装置202c求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S410)。运算装置202c将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤 S411)。此外，如图20所示，运算装置202c将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显 示于适用范围设定/显示画面501c (步骤S412)。
[0210] 例如，运算装置202c针对逐次近似投影数据校正处理的适用范围而在CT图像显 示区51显示出的CT图像上显示适用范围1005。此外，运算装置202c在旋转方向适用范 围显示区52、心电图信息/照射剂量信息显示区54中分别显示旋转方向适用范围1003c、 1003d、1003e。此外，运算装置202c在切片方向适用范围显示区53中显示切片方向适用范 围 1001。
[0211] 如以上说明的那样，如果由操作者设定了 ROI，则运算装置202c基于ROI来缩减适 用逐次近似投影数据校正处理的范围。同时，在心脏拍摄中，基于心电图信息而在切片方向 以及旋转方向上缩减适用逐次近似投影数据校正处理的范围。由此，逐次近似投影数据校 正处理的适用范围被缩减，因此能够缩短处理时间。此外，由于将校正处理的适用范围与定 位图像、影像图、或者心电图信息一起显示，因此操作者能容易地识别适用范围和适用范围 外。由此，能够明确在所设定的ROI中是否获得了与照射剂量平衡的噪声降低图像。
[0212] 另外，ROI也可设定多个。补充记载设定有多个ROI的情况。
[0213] 在同一 CT图像上设定有多个ROI的情况下，也可以设置与各ROI对应的适用范 围。但是，这样一来，适用范围的分布变得复杂，逐次近似投影数据校正处理的运算变得复 杂。进而，在设置适用范围余量等情况下，表示平滑系数的函数也变得复杂。因而，在同一 图像上设定有多个ROI的情况下，重新设定包含多个ROI的ROI (以下称作大R0I)，并将与 重新设定的大ROI对应的切片方向以及通道方向范围设为逐次近似投影数据校正处理的 适用范围即可。
[0214] 在以下的说明中，将单独设定的ROI称作小R0I，将包括多个小ROI的范围称作大 ROI 0
[0215] 图22为说明设定有多个小ROI的情况下的处理的流程图。
[0216] 首先，运算装置202c(适用范围决定部32c)受理设定ROI的图像的选择。操作者 调节设定画面的滑动条57,来选择在CT图像显示区51中显示的CT图像的体轴方向位置 (步骤S501)。在所选择的CT图像上设定ROI (小R0I)(步骤S502)。小ROI既可以重叠也 可以分离。小ROI的形状优选圆形，但也可以为矩形、椭圆等其他图形。
[0217] 在设定有多个ROI的情况下（步骤S503 是")，运算装置20c采用在步骤S502中 设定的小ROI的坐标信息来计算包含所有小ROI的区域。将该区域设为大ROI (步骤S504)。 大ROI也有时包括操作者不作为小ROI来设定的区域。大ROI的形状设为圆形。此外，期 望大ROI被设定为其中心接近拍摄的旋转中心。这是因为接近旋转中心的区域在正弦图上 成为接近直线的范围，逐次近似投影数据校正处理的适用范围计算变得容易的缘故。
[0218] 设定大ROI之后，与上述的步骤S404以后的处理相同。即，运算装置202获取由操 作者所设定的大ROI的位置信息，并基于所获取的ROI信息来计算切片方向适用范围。然 后，计算通道方向适用范围。在获取了照射剂量信息等的情况下，计算旋转方向适用范围。 如果设定了切片方向、通道方向的适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决 定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引j的范围（与场所相关的范 围）。同样地，按照旋转方向适用范围来决定与时间相关的索引i的范围。
[0219] 如以上说明的那样，在第3实施方式中，能够基于操作者在CT图像上设定的ROI 而在体轴方向以及通道方向上缩减逐次近似投影数据校正处理的适用范围。此外，在获取 了照射剂量信息等的情况下，能够根据照射剂量信息而在旋转方向上缩减逐次近似投影数 据校正处理的适用范围。其结果，能缩短逐次近似投影数据校正处理的处理时间。此外，在 适用范围设定/显示画面501c中，将各方向的适用范围显示于CT图像、定位图像、照射剂 量变化曲线上等。由此，操作者能容易地识别逐次近似投影数据校正处理的适用范围和适 用范围外。因此能够容易地确认在期望的范围中是否获得了期望的噪声降低图像。
[0220] 进而，在设定有多个ROI的情况下，能够设定包括多个ROI的一个大ROI来决定适 用范围。因而，能够防止处理的复杂化，谋求处理时间的缩短。由此，能够提高操作性以及 便利性并且能缩短处理时间。
[0221] [第4实施方式]
[0222] 接下来，参照图23~图25来详细地说明第4实施方式。
[0223] 在第4实施方式中，说明基于运动的内脏器官的变动量信息来计算逐次近似投影 数据校正处理的适用范围的方法。所谓运动的内脏器官，例如为心脏、肺。在以下的说明中， 以心脏为例来进行说明。
[0224] X射线CT装置1基于在拍摄中由心电图仪109测量到的心电图信息来计算时相不 同的图像间的差分值，求出图像变动量。然后，将图像变动量小的时相设为最适心相位，采 用最适心相位的投影数据来重构诊断用图像。在第4实施方式中，将最适心相位和其附近 的时间范围设为逐次近似投影数据校正处理的适用范围。
[0225] 图23为表示第4实施方式的运算装置202d的功能构成的图。
[0226] 在第4实施方式中，设置最适心相位决定部31d来代替图3所示的运算装置202 的适用范围决定用参数获取部31。
[0227] 如图23所示，第4实施方式的运算装置202d具有最适心相位决定部31d、适用范 围决定部32d、逐次近似投影数据校正处理部33、图像重构部34和适用范围显示区域运算 部35。
[0228] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第4实施方式的运算装置202d为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0229] 最适心相位决定部31d基于心电图信息来计算时相不同的图像间的差分值。然 后，根据差分值的总和来计算对象时相下的图像间变动量。最适心相位决定部31d例如将 图像间变动量最小的时相设为最适心相位。另外，最适心相位既可以设为在所有相位中图 像间变动量成为最小值的时相，也可以考虑心脏的扩张和收缩而设为在扩张期以及收缩期 中图像间变动量分别成为最小值的时相。
[0230] 图24为表示用来表示各时相下的图像变动量的变化的变动量曲线700的一例的 图。
[0231] 横轴为时相（时间），纵轴为图像变动量。如果在前后的时相取图像间的差分来计 算图像变动量，则如图24所示，可知变动量的变迀。由于在图像变动量小的时相中难以出 现运动伪像，因此例如将图像变动量小的时相决定为最适心相位。在图24中，将时相701、 702设为最适心相位。
[0232] 适用范围决定部32d获取由最适心相位决定部31d所决定的最适心相位的信息。 然后，将包括最适心相位的时相范围设为逐次近似投影数据校正处理的时间方向（旋转方 向）适用范围1003。如图24所示，例如将最适心相位702的附近的时相范围设为时间方向 的适用范围1003f。同样地，将最适心相位701的附近的时相范围设为时间方向的适用范围 1003g〇
[0233] 图25为说明第4实施方式的运算装置202d所执行的处理的流程的流程图。
[0234] 运算装置202d获取投影数据以及心电图信息（步骤S601、步骤S602)。图像重构 装置221基于所获取的投影数据以及心电图信息而在每个时相重构CT图像（步骤S603)。 运算装置202d(最适心相位决定部31d)计算时相不同的图像间的差分值（步骤S604)。然 后，根据差分值的总和来计算对象时相下的图像变动量（步骤S605)。运算装置202d基于 在步骤S605中计算的图像变动量来决定最适心相位（步骤S606)。
[0235] 然后，适用范围决定部31d(运算装置202d)获取由最适心相位决定部31d所决定 的最适心相位的信息。运算装置202d将包括最适心相位的附近的时相范围设为逐次近似 投影数据校正处理的适用范围1003f、1003g(步骤S607)。运算装置202d基于上述的适用 范围1003f、1003g来决定在逐次近似投影数据校正处理中使用于运算的更新式的索引i的 范围（与时间相关的范围）。
[0236] 步骤S608以后的处理的流程与第1实施方式的步骤S205以后的处理相同。
[0237] 运算装置202d设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S608)。运算装置 202d求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S609)。接下来，运算装置 202d对由步骤S607~步骤S608的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由步骤 S609求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S610)。
[0238] 在步骤S607中决定的适用范围被表现为逐次近似投影数据校正处理的更新式 (上述的式（4))中包括的索引i的范围。此外，由步骤S609所决定的平滑系数相当于更新 式中包括的0。运算装置202d作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数 据，并发送到重构处理装置221。
[0239] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成CT图像（步骤S611)。此外，运算装置202d求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S612)。运算装置202d将所生成的CT图像显示于显示装置211 (步骤 S613)。此外，运算装置202d将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于CT图像、 设定画面等（步骤S614)。
[0240] 例如，运算装置202d如图20的旋转方向适用范围显示区52那样显示逐次近似投 影数据校正处理的适用范围。
[0241] 如以上说明的那样，在第4实施方式中，在拍摄进行周期运动的内脏器官的情况 下，运算装置202d求出图像变动量，并基于图像变动量来决定最适相位。
[0242] 然后，将作为最适相位来决定的时相的附近的时间方向范围决定逐次近似投影数 据校正处理的适用范围。由此，能够在时间方向（即旋转方向）上缩减校正处理的适用范 围。由此，能够缩短处理时间。
[0243] [第5实施方式]
[0244] 接下来，参照图26~图27来详细地说明第5实施方式。
[0245] 在第5实施方式中，说明造影剂拍摄中的对于造影剂监视用图像的逐次近似投影 数据校正处理。
[0246] 一直以来，在采用了造影剂的CT检查中，进行用于监视造影剂朝向关心区域的到 达的造影剂监视拍摄。由于只要能够在造影剂监视拍摄中监视造影剂是否到达了规定的监 视位置即可，因此以低剂量来拍摄。在第5实施方式中，对于为了造影剂监视用所获取的投 影数据，也缩减范围来快速地进行逐次近似投影数据校正处理。由此，提高造影剂监视用图 像的图像质量，可进行高精度的浓度监视。
[0247] 图26为表示第5实施方式的运算装置202e的功能构成的图。
[0248] 在第5实施方式中，设置监视图像解析部31e来代替图3所示的运算装置202的 适用范围决定用参数获取部31。
[0249] 如图26所示，第5实施方式的运 算装置202e具有监视图像解析部31e、适用范围 决定部32e、逐次近似投影数据校正处理部33、监视图像重构部34e和适用范围显示区域运 算部35e。
[0250] 另外，对于与图1、图2、以及图3所示的构成要素相同的构成要素赋予相同的符 号，并省略重复的说明。此外，第5实施方式的运算装置202e为与图2所示的运算装置202 相同的硬件，但由于功能构成不同，因此采用与图2的运算装置202不同的符号。
[0251] 监视图像解析部31e在监视造影剂浓度的剖面下，每隔规定时间获取监视用拍摄 的投影数据（以下称作监视用投影数据）。然后，基于监视用投影数据立即重构监视用图 像。监视图像解析部31e创建上次拍摄到的监视用图像和本次拍摄到的监视用图像的时间 差分图像。监视图像解析部31e解析所创建的时间差分图像内。在解析中，从时间差分图 像中搜索较大的差分值集中的区域。然后，将ROI设定为包含较大的差分值集中的区域。 将设定于时间差分图像的ROI设为监视图像的R0I。在进行了监视用拍摄的每个时刻设定 ROI 0
[0252] 适用范围决定部32e获取由监视图像解析部31e所设定的ROI信息。基于该ROI 信息，适用范围决定部32e对监视图像进行与第3实施方式相同的处理。即，适用范围决定 部32e基于由监视图像解析部3 Ie所设定的ROI，对监视用投影数据决定逐次近似投影数据 校正处理的适用范围。计算体轴方向（切片方向）以及通道方向的适用范围。
[0253] 逐次近似投影数据校正处理部33e限定于监视用投影数据之中的由适用范围决 定部32e所决定的适用范围来执行逐次近似投影数据校正处理。
[0254] 图像重构部34e基于从逐次近似投影数据校正处理部33输入的校正投影数据来 重构监视图像。监视图像重构部34e将重构后的监视图像输出到显示装置211。
[0255] 适用范围显示区域运算部35e进行用于显示由适用范围决定部32e所决定的适用 范围的运算。例如，计算监视图像上的适用范围的位置。
[0256] 图27为说明第5实施方式的运算装置202d所执行的处理的流程的流程图。
[0257] 运算装置202e选择用于监视造影剂浓度的剖面（造影监视剖面）（步骤S701)。 接下来，运算装置202e每隔规定时间对由步骤S701选择的造影监视剖面进行监视用拍摄 (步骤S702)。运算装置202e (监视图像解析部31e)在每次进行监视用拍摄时，采用通过 监视用拍摄所获得的监视用投影数据来重构CT图像（步骤S703)。
[0258] 进而，运算装置202e对上次拍摄图像和本次拍摄图像进行差分运算，来创建时间 差分图像（步骤S704)。此外，运算装置202e (监视图像解析部31e)在每次进行监视用拍 摄时，解析由步骤S702所创建的时间差分图像，来设定ROI (步骤S705)。在此，将ROI设定 为包括时间差分图像内较大的差分值集中的区域。
[0259] 步骤S706以后的处理与第3实施方式的ROI设定后的处理的流程（图21的步骤 S403以后的处理）相同。
[0260] 运算装置202e基于由步骤S705所设定的ROI信息，对监视用投影数据计算切片 方向适用范围以及通道方向适用范围（步骤S706)。如果设定了切片方向以及通道方向的 适用范围，则运算装置202基于切片方向适用范围来决定在逐次近似投影数据校正处理中 使用于运算的更新式的索引j的范围（与场所相关的范围）。同样地，基于旋转方向适用范 围来决定与时间相关的索引i的范围。
[0261] 运算装置202e设定与各适用范围对应的适用范围余量（步骤S707)。此外，运算 装置202e求出适用于适用范围以及适用范围余量的平滑系数（步骤S708)。接下来，运算 装置202e对由步骤S706~步骤S707的处理所决定的适用范围以及适用范围余量适用由 步骤S708所求出的平滑系数，来进行逐次近似投影数据校正处理（步骤S709)。运算装置 202e作为逐次近似投影数据校正处理的结果而输出校正投影数据，并发送到重构处理装置 221〇
[0262] 重构处理装置221采用通过逐次近似投影数据校正处理校正后的校正投影数据 来进行图像重构，生成监视图像（步骤S710)。此外，运算装置202e求出用于显示适用范围 的显示数据（步骤S711)。
[0263] 运算装置202e将所生成的监视图像显示于显示装置211 (步骤S712)。此外，例 如，如图11所示，运算装置202e将适用了逐次近似投影数据校正处理的范围显示于监视图 像上（步骤S713)。
[0264] 如上那样，能够对造影拍摄时的通过造影剂监视用拍摄所获得的投影数据，缩减 适用范围来进行逐次近似投影数据校正处理。由此，能够降低监视图像的造影之处的图像 噪声，可实时地进行高精度的浓度监视。此外，由于进行逐次近似投影数据校正处理，因此 能够以低剂量来创建监视用图像，能够降低辐射量。
[0265] 以上，对本发明所涉及的X射线CT装置以及图像重构方法的优选实施方式进行了 说明，但本发明并不限定于上述的实施方式。如果为本领域的技术人员，则显然能在本申请 所公开的技术思想的范畴中想到各种变更例或者修正例，应该认为这样的情况当然也属于 本发明的技术范围。
[0266] 符号说明
[0267] I X射线CT装置、3被检体、10扫描仪、20操作单元、100台架、101床台装置、 102 X射线产生装置、103 X射线检测装置、104准直仪装置、105高电压产生装置、106数 据收集装置、107驱动装置、109心电图仪、200中央控制装置、201输入输出装置、202运 算装置、211显示装置、212输入装置、213存储装置、221重构处理装置、222图像处理装 置、31、31a适用范围决定用参数获取部、31b照射剂量信息获取部、31c ROI信息获取部、 31d最适心相位决定部、31e监视图像解析部、32、32a~32e适用范围决定部、33逐次近 似投影数据校正处理部、34图像重构部、34e监视图像重构部、35、35a~35e适用范围显 示区域运算部、4 F0V、300心电图、501a 501c适用范围设定显示画面、501b适用范围显 示画面、55、56、57滑动条（操作输入部）、600照射剂量变化曲线、601定位图像、700图 像变动量曲线、701、702最适心相位、1000、1000 b正弦图、1001、1001a、IOOlb切片方向适 用范围、1002通道方向适用范围、1003、1003a~1003g旋转方向适用范围、2001、2001a~ 2001c切片方向适用范围余量、2002通道方向适用范围余量、2003旋转方向适用范围余 量、1005适用范围、2005适用范围余量。
【主权项】
1. 一种X射线CT装置，其特征在于，具备： X射线产生装置，其从被检体的周围照射X射线； X射线检测装置，其检测透射上述被检体的X射线； 数据收集装置，其收集由上述X射线检测装置检测的数据； 运算装置，其输入由上述数据收集装置收集的数据来创建投影数据，并采用上述投影 数据来重构CT图像；和 显示装置，其显示上述CT图像， 上述运算装置具备： 适用范围决定部，其决定对上述投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，该 逐次近似投影数据校正处理为基于采用了表示校正的强度的平滑系数的逐次近似法的校 正处理； 逐次近似投影数据校正处理部，其对与由上述适用范围决定部决定出的范围相应的投 影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据；和 图像重构部，其采用上述校正投影数据来重构CT图像。2. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：适用范围显示部，其将上述逐次近似投影数据校正处理的 适用范围显示在上述CT图像上。3. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部基于拍摄条件信息、上述X射线的照射剂量信息以及图像重构条 件信息之中的至少一个信息来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。4. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：输入部，其受理拍摄条件信息或者图像重构条件信息的输 入， 上述适用范围决定部基于所输入的上述拍摄条件信息或者上述图像重构条件信息来 决定适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。5. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：输入部，其受理ROI向CT图像上的设定， 上述适用范围决定部基于所设定的ROI来决定适用上述逐次近似投影数据校正处理 的范围。6. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部基于在CT图像上设定的ROI来决定适用上述逐次近似投影数据 校正处理的范围。7. 根据权利要求6所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部设定包含多个ROI在内的一个大ROI，并基于上述大ROI来决定适 用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。8. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：测量部，其测量拍摄中的与内脏器官的周期运动相关的信 息， 上述适用范围决定部基于由上述测量部测量出的与内脏器官的周期运动相关的信息 来计算图像的周期的变动量，并基于计算出的变动量来决定最适于重构的时相，将包括决 定出的时相在内的时间范围设为适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。9. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：造影监视拍摄部，其在采用了造影剂的拍摄中进行用于监 视造影剂的到达的造影监视用拍摄， 上述运算装置具备：监视用图像重构部，其采用下述校正投影数据来重构监视用CT图 像，该校正投影数据是由上述适用范围决定部决定对通过造影监视用拍摄所获取到的监视 用投影数据适用逐次近似投影数据校正处理的范围，并对与决定出的范围相应的监视用投 影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理而获得的校正投影数据。10. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围决定部在上述投影数据的所有范围之中的体轴方向、通道方向以及时间 方向当中的至少任一个方向上缩减适用上述逐次近似投影数据校正处理的范围。11. 根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于， 在由上述适用范围决定部决定出的范围的周围设定余量区域，使上述平滑系数的大小 连续性变化地对与余量区域相应的投影数据实施上述逐次近似投影数据校正处理。12. 根据权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述适用范围显示部一起显示上述逐次近似投影数据校正处理的适用范围和上述余 量区域。13. 根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于， 上述X射线CT装置还具备：操作画面显示部，其显示用于对适用上述逐次近似投影数 据校正处理的范围进行调整的操作画面。14. 一种图像重构方法，采用表示校正的强度的平滑系数对投影数据实施基于逐次近 似法的校正处理来创建校正投影数据，并采用上述校正投影数据来重构CT图像，上述图像 重构方法的特征在于， 由运算装置进行： 适用范围决定步骤，决定对上述投影数据适用基于上述逐次近似法的校正处理的范 围；和 校正投影数据创建步骤，对与决定出的范围相应的投影数据实施基于上述逐次近似法 的校正处理，来创建校正投影数据。
【专利摘要】本发明为了提供一种通过限定范围来适用逐次近似投影数据校正处理从而缩短逐次近似投影数据校正处理所需要的运算时间，并且能生成与检查目的相应的低噪声图像的X射线CT装置等，X射线CT装置(1)的运算装置(202)对通过拍摄所获得的投影数据实施逐次近似投影数据校正处理来创建校正投影数据，并采用校正投影数据来重构CT图像。运算装置(202)基于拍摄条件、重构条件等来决定适用逐次近似投影数据校正处理的范围。例如，基于X射线束宽度来决定切片方向适用范围，基于FOV来决定通道方向适用范围。运算装置(202)对与决定出的适用范围相应的投影数据实施逐次近似投影数据校正处理，来创建校正投影数据。
【IPC分类】A61B6/03
【公开号】CN104902818
【申请号】CN201480004061
【发明人】小原亮太
【申请人】株式会社日立医疗器械
【公开日】2015年9月9日
【申请日】2014年1月29日
【公告号】US20150348291, WO2014123041A1
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