CN106232007A - X射线ct装置和处理装置 - Google Patents

Abstract

使用迭代重建取得实现了期望的噪声降低或X射线剂量的降低比例的CT图像。包括迭代逼近重建部(136)，其根据由X射线CT装置的X射线检测部得到的测量投影数据，针对被摄体的重建范围以迭代的方式重建CT图像，对CT图像进行迭代修正，以使得根据CT图像通过计算进行正投影而求得的计算投影数据与由X射线检测部检测出的测量投影数据的差变得相等。迭代逼近重建部包括参数决定部(151)、迭代修正部(152)和事先对迭代重建时使用的各参数与CT图像的噪声降低或X射线剂量的降低比例的关系进行计算的表部(153)，参数决定部(151)根据期望的降低比例从表部(153)内的计算表中决定参数。

Description

X射线CT装置和处理装置

技术领域

本发明涉及X射线CT(Computed Tomography，计算机断层扫描)装置，尤其涉及对CT图像进行迭代修正的迭代重建技术。

背景技术

X射线CT装置是这样一种装置，其根据从多方向对被摄体进行摄影而得到的测量投影数据计算被摄体内各点的X射线吸收系数，获得X射线吸收系数分布图像(以下称为CT图像)。通常，将X射线吸收系数置换为以空气和水进行了标准化的CT值(空气为-1000，水为0)在诊断中使用。

CT图像表现为在被摄体的体轴方向重叠的断层面。在医疗实践中，由于使用CT图像能够准确且即时地诊断患者的病情，所以在临床上很有用处。不过，在能够获得医师诊断所需的高画质的条件下，被摄体会受到一定剂量的辐射照射。若为了实现低辐射照射而降低X射线剂量，则噪声相对于检测出的信号的比例会增大。这样，将产生较多会导致误诊的线状的条纹伪影(streak artifact)和颗粒性的噪声。为此，期待有一种通过在低剂量摄影时降低条纹伪影和噪声，来同时实现高质量诊断与低辐射照射的技术。

在专利文献1所记载的迭代重建法中，对计算投影数据或CT图像进行迭代修正，以使得计算投影数据与测量投影数据的差变得相等，由此来降低噪声。不过，迭代重建法与现有的解析式计算CT值的方法相比，存在因反复更新而导致的计算量的增大和大量参数的最优化等问题。

作为技术问题之一，为了通过更新过程中的平滑化处理来获得期望的噪声降低效果，需要设定很多的参数。在专利文献1中使用的是，表示利用迭代重建进行迭代修正的过程中输出的CT图像的噪声——此处为CT值的偏差——的标准偏差(Standard Deviation，以下称为SD)的测量值。其中公开了一种在迭代修正的过程中持续进行修正直至测量到的SD达到期望的SD，或者改变迭代重建的参数进行修正的方法。

现有技术文献

专利文献

专利文献1：日本特开2006-25868号公报

发明内容

发明要解决的课题

专利文献1的技术为了得到SD需要根据迭代修正的过程中的CT图像测量SD。其存在这样的问题，即，SD需要在由一致的CT值构成的组织中设定感兴趣区域(Region ofInterest，以下称为ROI)进行测量，而对于由不同的CT值构成的组织，难以准确地测量SD。

本发明的目的在于，解决上述技术问题，提供一种能够决定用于实现期望的降低比例的迭代重建参数的X射线CT装置和处理装置。

用于解决课题的方法

为实现上述目的，本发明提供一种X射线CT装置，其包括摄像部和图像生成部，其中摄像部包括产生X射线的X射线发生部，检测从被摄体透射后的X射线，得到测量投影数据的X射线检测部，和安装了X射线发生部和X射线检测部，在被摄体的周围旋转的机构；图像生成部包括迭代逼近重建部，该迭代逼近重建部根据来自摄像部的测量投影数据生成CT图像，并以使得根据CT图像通过正投影计算而求得的计算投影数据与测量投影数据的差变得相等的方式，对CT图像进行迭代修正，图像生成部具有表部，该表部保存要使CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例与迭代修正中使用的参数的关系，迭代逼近重建部根据要使CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例，来从表部中决定参数。

另外，为实现上述目的，本发明提供一种处理装置，其至少包括处理部和存储部，处理部包括图像生成部，图像生成部包括迭代逼近重建部，该迭代逼近重建部根据由X射线CT装置得到的测量投影数据生成CT图像，以使得根据CT图像通过正投影计算而求得的计算投影数据与测量投影数据的差变得相等的方式，对CT图像进行迭代修正，存储部具有保存要使CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例与迭代修正中使用的参数的关系的功能，迭代逼近重建部根据要使CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例，来从保存在存储部的关系中决定参数。

发明效果

根据本发明，无论迭代修正前和修正过程中的CT图像的条件——如组织的结构等——如何，都能够决定用于实现期望的降低比例的迭代重建参数。

附图说明

图1是说明实施例1中X射线CT装置各部分的硬件结构的框图。

图2是实施例1中的X射线CT装置的功能框图。

图3是说明实施例1中的摄影条件接受画面的图。

图4是说明实施例1中的迭代逼近重建部的功能的功能框图。

图5A是用于说明实施例1中的迭代逼近重建部的计算步骤的流程图。

图5B是表示实施例1中的迭代逼近重建部所参照的表之一例的图。

图6A是表示用于说明实施例1中的表计算部的计算结果的CT图像的图。

图6B是表示实施例1中的作为表计算部的计算结果的噪声降低比例之一例的图。

图7是用于说明实施例1中的基准权重计算部的计算结果的图。

图8是用于说明实施例1中的计算表参照部的计算结果的图。

图9是用于说明实施例1中的权重计算部的计算结果的图。

图10是用于说明实施例1中的迭代修正部的计算步骤的流程图。

图11是用于说明实施例2中的权重计算部的计算结果的图。

图12是用于说明实施例2中对现有方式与提案方式进行了比较的CT图像的结果和ROI的位置的图。

图13是表示实施例2中对现有方式与提案方式进行了比较的坐标图。

图14是用于说明实施例3中的表计算部和基准权重计算部的计算结果的图。

图15是说明实施例4中的迭代逼近重建部的功能的功能框图。

图16A是表示用于说明实施例4中噪声测量部和参数决定部的计算结果的CT图像例的图。

图16B是表示用于说明实施例4中噪声测量部和参数决定部的计算结果的SD图像例的图。

图16C是表示用于说明实施例4中噪声测量部和参数决定部的计算结果的噪声降低比例的图像例的图。

图16D是表示用于说明实施例4中噪声测量部和参数决定部的计算结果的参数β图像例的图。

图17是用于说明实施例4中的噪声测量部的计算步骤的流程图。

图18A是表示用于说明实施例4中的噪声测量部的计算结果的测量投影数据例的图。

图18B是表示用于说明实施例4中的噪声测量部的计算结果的奇偶数通道的测量投影数据例的图。

图18C是表示用于说明实施例4中的噪声测量部的计算结果的奇偶数通道的CT图像例的图。

图18D是表示用于说明实施例4中的噪声测量部的计算结果的差值和修正差图像例的图。

图18E是表示用于说明实施例4中的噪声测量部的计算结果的SD图像例的图。

图19A是表示用于说明实施例5中的表计算部的计算结果的扁率不同的CT图像例的图。

图19B是作为实施例5中的表计算部的计算结果，表示了噪声降低比例和基准参数β_b的图。

图19C是作为实施例5中的表计算部的计算结果，表示了扁率和基准参数β_b的图。

图20是说明实施例5中的迭代逼近重建部的功能的功能框图。

图21是用于说明实施例5中的参数决定部的计算步骤的图。

图22A是用于说明实施例6中的参数决定部的计算步骤的CT图像的图。

图22B是表示用于说明实施例6中的参数决定部的计算步骤的投影编号与权重的关系的图。

图22C是表示用于说明实施例6中的参数决定部的计算步骤的投影编号与归一化权重的关系的图。

图22D是表示用于说明实施例6中的参数决定部的计算步骤的扁率与基准参数β_b的关系的图。

具体实施方式

下面按照附图对本发明的各种实施例依次进行说明。

(实施例1)

图1示出表示实施例1的X射线CT装置的硬件结构的图，图2示出表示实施例1的X射线CT装置的功能的功能框图。本实施例是这样一种X射线CT装置的实施例，其包括：摄像部102，其包括产生X射线的X射线发生部1、检测从被摄体透射后的X射线而得到测量投影数据的X射线检测部2、和装载了X射线发生部和X射线检测部并在被摄体的周围旋转的机构；和图像生成部103，其包括迭代逼近重建部136，该迭代逼近重建部136根据来自摄像部的测量投影数据生成CT图像，对CT图像进行迭代修正，以使得根据CT图像通过正投影计算而求得的计算投影数据与测量投影数据的差变得相等，图像生成部具有表部153，该表部153保存要使CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例与迭代修正中使用的参数的关系，迭代逼近重建部根据要使CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例，来从表部中决定参数。

根据图1能够明确，本实施例的X射线CT装置由输入部101、摄像部102、图像生成部103构成，摄影部102包括：产生X射线的X射线发生部1；检测从被摄体透射后的X射线来获得测量投影数据的X射线检测部2；机架(gantry)3；装载了X射线发生部1和X射线检测部2，在被摄体的周围旋转的旋转板4；具有供载置了被检体6的检查床5插入的圆形开口部7的摄影部133；和具有机架控制器116、X射线控制器117、检查床控制器118的摄影控制部132。机架控制器116控制旋转板4的旋转动作。X射线控制器117对由X射线发生部构成的X射线发生部1的动作进行控制。检查床控制器118控制检查床5的位置。对于图1中的输入部101、图像生成部103的硬件结构，将在后文中说明。

如图2所示，本实施例的图像生成部103中，作为其功能模块包括信号收集部134、修正处理部135、迭代逼近重建部136和图像显示部137。迭代逼近重建部136根据由X射线检测器构成的X射线检测部2得到的测量投影数据，针对被摄体的重建范围重建CT图像，通过对CT图像在正方向进行投影计算(以下称为正投影计算)而求取计算投影数据，然后对CT图像进行迭代修正，以使得求得的计算投影数据与测量投影数据的差变得相等。

迭代逼近重建部136为了取得实现了期望的噪声降低或X射线剂量的降低比例的CT图像，决定迭代重建中使用的参数。在本实施例中，预先取得事先对与各参数相应的CT图像的噪声降低或X射线剂量的降低比例进行了计算而得到的表。这样，在图像生成时，使用根据期望的降低比例而决定的表中的参数，对CT图像进行迭代修正。

这样，在本实施例的X射线CT装置，通过在迭代重建中导入根据事先计算出的表而决定的参数，能够取得实现了期望的噪声降低或X射线剂量的降低比例的CT图像。

在本实施例中，噪声的降低比例指的是，例如适宜地如下式(1)所示，以使用公知的Feldkamp法等解析重建法重建的CT图像(以下称为初始图像)的噪声为基准，以百分率表示迭代修正后CT图像的噪声所降低的比例。

[式1]

另一方面，在本实施例中，X射线剂量的降低比例指的是，在取得与上述使用解析重建法重建的CT图像同等画质的条件下，以百分率表示使用迭代重建所能够降低的X射线剂量的比例。在本实施例中，针对画质使用表示任意区域的噪声的SD进行说明，但也可以使用空间分辨率等其它的评价指标。由于SD能够近似换算成X射线剂量，所以X射线剂量的降低比例能够以正式(2)表示。

[式2]

由于噪声的降低比例和X射线剂量的降低比例能够根据式(1)和式(2)进行换算，因此在下文中省略X射线剂量的降低比例的记载，统一使用噪声的降低比例。

另外，在本实施例的X射线CT装置中，被摄体表示摄影对象，包含被检体6和支承被检体6的检查床5。而被检体6不限于人体，也可以是体模(phantom)或机械等作为检查对象的物体。

如后文使用图4等说明的那样，迭代逼近重建部136包括迭代修正部，其反复进行使用测量投影数据与计算投影数据的差，以使该差变得相等的方式修正CT图像的计算(以下称为Likelihood计算(似然计算))；和使用根据修正前的CT图像的2个以上的像素间的CT值的差计算出的值，以使得CT值的差减小的方式修正CT图像的计算(以下称为Prior计算(先验计算))。在本实施例中，为了取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像，使用根据事先计算出的表而决定的参数作为Prior计算的系数。此时，上述的参数也能够不用作Prior计算的系数而用作Likelihood计算的系数。

以下参照附图对实施例1的X射线CT装置进行更加具体的说明。图1是表示实施例1的X射线CT装置的硬件结构的图。如后文所述，该X射线CT装置将图像生成部103的迭代逼近重建部136作为软件安装。图2是由各种软件等实现的X射线CT装置的功能框图。

如之前已概述的那样，本实施例的X射线CT装置包括用于输入X射线照射条件等摄影条件和图像重建的条件的输入部101；进行摄影的控制和X射线的照射与检测，并输出测量投影数据的摄影部102；和对检测出的信号即测量投影数据进行修正和图像重建，进而输出图像的图像生成部103。其中，输入部101和图像生成部103并不一定需要与具有摄影部102的主体装置构成为一体，也可以配置在远离摄影部102的场所，经网络连接。该情况下，图像生成部103作为对测量投影数据进行处理的处理装置而独立存在。

输入部101具有通用的计算机所具备的硬件结构，包括作为输入输出部的键盘111与鼠标112，作为存储部的存储器113与HDD装置115，和作为处理部的中央处理装置114等。而图像生成部103包括DAS119、作为存储部的存储器120、作为处理部的中央处理装置121、作为存储部的HDD装置122和作为显示部的监视器123等。输入部101和图像生成部103可以为独立的硬件，也可采用使它们共享硬件的结构。

如图2所示，输入部101作为供输入摄影条件的摄影条件输入部131发挥作用。摄影部102作为基于通过摄影条件输入部131输入的摄影条件对摄影进行控制的摄影控制部132，和进行X射线的照射与检测的摄影部133发挥作用。图像生成部103作为将检测出的信号转换为数字信号的信号收集部134、对数字信号进行修正的修正处理部135、对修正后的投影数据进行图像重建的迭代逼近重建部136和输出所重建的CT图像的图像显示部137发挥作用。当然，进行AD转换的信号收集部134也可以设置于摄影部102，由摄影部102输出作为数字信号的测量投影数据，这样的结构在图像生成部103经网络连接的情况下是适合的。

如图1所示，为了进行摄影条件的输入等，输入部101具有键盘111和鼠标112。另外，虽然未图示，也可以具有绘图板或触控面板等其它的输入单元。此外，输入部101还包括中央处理装置(CPU，Central Processing Unit)114和存储器113、HDD(Hard Disk Drive)装置115等存储部，以及省略了图示的监视器。各构成要素通过数据总线101a连接。

通过键盘111等输入的数据被交接给作为处理部的CPU114。CPU114通过展开和启动预先存储在存储器113、HDD装置115等中的规定的程序，而作为图2的摄影条件输入部131发挥作用。另外，CPU114还通过展开和启动其它的程序，对摄影部102发送控制信号，也作为图2的摄影控制部132的一部分发挥作用。

图1的摄影部102中的由X射线发生部构成的X射线发生部1和X射线检测部2与通常的X射线CT装置同样地，用于实现对被检体6照射X射线和进行X射线的检测。X射线发生部1的X射线发生点与X射线检测部2的X射线输入面的距离之代表例为1000[mm]。开口部7的直径之代表例为700[mm]。旋转板4旋转1周所需时间之代表例为1.0[s]。X射线检测部2包括由闪烁器(scintillator)和光电二极管等构成的公知的X射线检测元件，多个检测元件在通道方向和切层方向上分别排列，其中通道方向即在与旋转板4的主平面平行的面内沿着自X射线发生部1起等距离的圆弧的方向，切层方向即被检体6的体轴方向。

例如，通道方向的X射线检测元件的数目(以下称为通道数)为1000个。各X射线检测元件的通道方向的尺寸之代表例为1[mm]。旋转板4旋转1周的期间中摄影部102的摄影次数为900次，旋转板4每旋转0.4度进行1次摄影。将进行摄影时的旋转板4的角度称作投影角。另外，各规格不限于上述值，能够根据X射线CT装置的结构进行各种变更。

图像生成部103包括数据收集系统(Data Acquisition System，以下称为DAS)119，由中央处理装置(Central Processing Unit，以下称为CPU)121构成的处理部，存储器120和HDD装置122等存储部，以及监视器123。它们通过数据总线103a连接。DAS119作为图2的信号收集部134发挥作用。作为处理部的CPU121通过展开和启动预先存储在存储器120、HDD装置122等中的规定的程序，而作为图2的修正处理部和迭代逼近重建部136发挥作用。监视器123作为图像显示部137发挥作用。

摄影部102的X射线检测部2所检测出的信号，由作为信号收集部134发挥作用的DAS119收集，转换为数字信号后交接给CPU121。CPU121进行修正，并使用迭代逼近处理进行图像重建。另外，数据被保存在HDD装置122等中，并根据需要从外部输入数据或对外部输出数据。经图像重建而得到的CT图像被显示在作为图像显示部137发挥作用的液晶显示器或CRT等监视器123上。如上所述，CPU121、存储器120和监视器123等能够与输入部101共享。

接着，以图2的功能框图为中心，使用图1的硬件结构和图3的画面例说明实施例1的X射线CT装置的摄影动作的流程。图3是表示显示在摄影条件输入部131的监视器123上的摄影条件接受画面141之一例的图。

图2的摄影条件输入部131在监视器123上显示图3的摄影条件接受画面141，接受操作者的输入。图3的摄影条件接受画面141包括X射线条件设定区域142、重建范围设定区域143、权重设定区域144、摄影部位设定区域145和摄影/图像设定区域146，其中X射线条件设定区域142用于设定与照射的X射线的能量和输出剂量对应的管电压、管电流时间积和旋转1周的摄影次数，重建范围设定区域143用于设定重建图像的范围，权重设定区域144用于选择迭代重建时的权重，摄影部位设定区域145用于设定摄影部位，摄影/图像设定区域146用于选择期望的摄影条件或图像条件。

操作者一边看着摄影条件接受画面141，一边操作鼠标112、键盘111等，在X射线条件设定区域142设定X射线条件，在重建范围设定区域143设定重建范围，在权重设定区域144设定权重条件，在摄影部位设定区域145设定摄影部位，在摄影/图像设定区域146设定期望的摄影条件或图像条件。以下进一步详细说明。

在图3中作为一例表示的是，由操作者在X射线条件设定区域142设定了管电压值120[kV]，管电流时间积200[mAs]，摄影次数900[次/旋转]的示例。另外，图3中表示的是使用具有1种能谱的X射线的例子，而在使用2种以上的X射线的多能谱CT的情况下，在X射线条件设定区域142中追加管电压、管电流时间积和摄影次数的项目，按X射线的种类同样地进行设定。

另外，在图3的重建范围设定区域143中，操作者设定要进行图像重建的区域即重建范围(Field of View，以下称为FOV)。图3的重建范围设定区域143采用的是通过设定FOV的大小和中心位置来设定重建范围的结构。在本实施例中，作为一例以正方形定义FOV。在图3的例子中，FOV被设定为每边700[mm]，FOV的中心位置被设定为与旋转中心相同的X＝Y＝Z＝0[mm]。其中，FOV并不限于正方形，也可以设定为圆形、长方形、立方体、长方体、球形等任意的形状。这种情况下也能够适用本实施例的结构。

图3的权重设定区域144用于设定后述的迭代重建的权重的种类。权重有2类，其一是全部的检测元件的权重为固定值，其二为与检测元件检测出的数据相应的光子数的值。在实施例1中，迭代重建中使用的权重选择固定值的权重。另外，图3的摄影部位设定区域145中，作为摄像部位，通过选择X射线照射对象(头部、胸部、肺野等部位或组织)，或以数值指定将X射线照射对象近似得到的椭圆体的条件来进行设定。图3的例子中选择了腹部。

在图3的摄影/图像设定区域146中，选择用于取得实现了作为固定值的噪声降低比例的CT图像的模式，或用于取得实现了作为固定值的X射线剂量的降低比例的CT图像的模式，或用于取得实现了固定的噪声值的CT图像的模式。例如，图3所示的噪声降低比例50％表示的是，使用迭代修正取得使初始图像的噪声降低了50％的CT图像。作为固定值的X射线剂量的降低比例，是基于期望的X射线剂量的降低比例照射X射线，且得到与现有的解析重建法同等的CT图像的噪声的模式。固定的噪声值是使用迭代修正来取得具有期望的噪声值的CT图像的模式。

摄影条件接受画面141不限于图3所示的画面结构。另外，也可以将通过摄影条件接受画面141接受的X射线条件、重建范围和权重的设定条件、摄影部位的设定条件以及摄影/图像条件的组合预先保存在HDD装置115中，由摄影条件输入部131从HDD装置115读取。这种情况下，操作者不需要每次都输入X射线条件等。另外，也可以预先保存多个种类的上述设定条件的组合，由操作者从多个种类中进行选择。

接着，图2的摄影部102进行与摄影条件输入部131接受的摄影条件相应的X射线摄影。当操作者使用鼠标112、键盘111等指示开始摄影时，CPU114对摄影控制部132的检查床控制器118和机架控制器116进行输出。检查床控制器118接收控制信号，进行使检查床5在旋转板4的旋转轴方向上移动的控制，在被检体6的摄影部位与X射线发生部1和X射线检测部2之间的X射线通过范围即摄影位置一致的时刻，停止检查床5的移动。由此，完成将被检体6配置到摄影位置的处理。

并且，机架控制器116在CPU114指示开始摄影的同时，经驱动电动机开始使旋转板4旋转。在旋转板4的旋转到达恒速状态，并且完成了将被检体6配置到摄影位置的处理的时刻，CPU114对X射线控制器117指示X射线发生部1的X射线照射时刻和X射线检测部2的摄影时刻。X射线控制器117根据该指示从X射线发生部1照射X射线，X射线检测部2检测X射线开始摄影。并且，X射线控制器117根据例如操作者所设定的X射线发生部1的管电压和管电流时间积，决定要照射的X射线的能谱和输出剂量。

此处针对使用具有1种能谱的X射线的例子进行了说明，但本实施例的结构也能够适用于多能谱CT。在该情况下，例如进行控制使得每旋转1周或在旋转1周的期间中高速地切换管电压来照射具有2种以上能谱的X射线，从而得到摄影数据。

图像生成部103的信号收集部134将X射线检测部2的输出信号转换为数字信号，保存在存储器120中。对于该数据，在修正处理部135中进行对X射线的检测信号的零值进行校正的偏移修正，对每个投影角度检测出的信号成分的偏差进行修正的基准修正，和对检测元件间的灵敏度进行修正的公知的空气校正处理等修正，得到被检体6的测量投影数据。测量投影数据被发送至迭代逼近重建部136。

图4表示本实施例的迭代逼近重建部136的更详细的功能结构。利用软件等实现的迭代逼近重建部136包括参数决定部151、迭代修正部152和表部153，其中，参数决定部151基于通过摄影条件接受画面141接受的设定，从事先计算出的表中决定最佳的参数，迭代修正部152导入所决定的参数对CT图像进行迭代修正，表部153用于事先取得计算表。

参数决定部151包括计算表参照部161、权重计算部162和参数转换部163，其中计算表参照部161基于所接受的设定而从表部153中参照基准参数，权重计算部162基于各检测元件的权重计算CT图像的各位置的权重，参数转换部163使用基准参数和各位置的权重来转换成各位置的参数。

迭代修正部152包括解析重建部164、正投影部165、差值部166、逆投影处理部167、Prior计算部168和图像修正部169。利用这些结构，在迭代修正部152中，通过计算而将CT图像正投影从而求取计算投影数据，迭代地对CT图像进行修正，以使得求得的计算投影数据与测量投影数据的差变得相等。此时，Prior计算部168对根据构成CT图像的像素间的CT值的差值而计算出的值乘以迭代重建参数，然后使之与Likelihood计算后的修正图像相加。该处理能够减小迭代修正过程中的像素间的CT值差，具有降低噪声的效果。

表部153包括表计算部170、基准权重计算部171和计算表保存部172。其一部分形成在存储部上。利用这些结构，事先使用代表性的体模，获取对与作为基准的各参数(以下称为基准参数)相应的CT图像的噪声降低比例的关系进行计算而得到的表和基准位置的权重。另外，本实施例中用于测量噪声和权重的ROI被设定在旋转中心的位置，但也可以设定在周边的位置。

在本实施例中，基于从操作者处接受的设定来参照事先计算出的表，从而能够决定与各位置的权重相应的参数。由此，在迭代修正部152中，由于能够决定各位置上的Prior计算后的参数，所以能够与CT图像的区域无关地，取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像。

这些各功能模块如图5A的流程图所示地动作。以下进行详细说明。首先说明表部153。

在表计算部170中，在图5的步骤181中，使用事先对有代表性的体模的CT图像进行了迭代修正的结果，对成为基准的位置上的各基准参数与噪声的降低比例的关系，如后文说明的图5B所示创建表。

图6A表示由水构成的直径30cm、高度100cm的圆柱体模的断层面。根据使用各基准参数β_b进行了迭代修正的CT图像，测量设定于旋转中心的ROI191的噪声。ROI的位置不限于旋转中心，也可以设定位于中心以外的周边位置上的多个ROI。此时，可以获取与各ROI对应的表，或者也可以获取对多个ROI的测量值求平均而得到的表。

图6B表示计算各基准参数β_b与噪声降低比例的关系而得到的表。图6B所示的描点192表示噪声的测量值，使用公知的最小二乘法等根据多个描点192得到逼近曲线193。从而，能够根据任意的基准参数β_b计算噪声降低比例。计算表可以使用虚拟的X射线CT装置的模拟数据，或者也可以使用现实中的X射线CT装置的测量数据。

接着，在图5A的步骤182中，基准权重计算部171按照操作者所指定的FOV和FOV的中心位置的条件，根据各检测元件的权重W(i)计算权重图像W_I(j)，获取成为基准的位置上的权重W_b(以下称为基准权重)。例如，获取FOV＝300、500、700[mm]这3种、且FOV的中心位置为X＝Y＝Z＝0[mm]和X＝30[mm]、Y＝Z＝0[mm]这2种的情况下的共计6种基准权重W_b。成为基准的位置优选与表计算部170进行噪声测量使用的ROI为相同位置。也可以使用位于中心以外的周边处的多个ROI。图7的左侧、右侧分别表示检测元件的权重W(i)和FOV＝700[mm]、FOV的中心位置为X＝Y＝Z＝0[mm]的CT图像的权重图像W_I(j)。在表部153中，检测元件的权重W(i)优选使用固定值，图7的左侧表示的是检测元件的权重W(i)＝1。检测元件的权重不限于1，也可以使用1以外的值。基准权重W_b是使用式(3)对图7右侧所示的ROI194的权重图像进行了计算而得到的结果。

[式3]

$W_b=\underset{i=1}{\overset{I}{\Σ}}W\left(i\right)C(i,j)\underset{l=1}{\overset{L}{\Σ}}C(i,l)...\left(3\right)$

最后，在图5A的步骤183中，计算表保存部172将计算出的计算表和基准权重保存在存储器120、HDD装置122等中。表部153的处理需要在装置出厂前或对被摄体进行摄影前进行。后文所示的处理在对被摄体进行摄影时进行。

本实施例中，如图5B所示，将更新次数设定为20次，并且作为图像重建时使用的重建滤波器设定为Ramp滤波器，在此设定下获取计算表。本实施例不限于这样的摄影条件或重建条件，也可以对各管电压、检查床的动作速度等其它的摄影条件或重建条件分别获取计算表。例如，如图5B所示，表部153针对各更新次数、各重建滤波器获取计算表，作为图6B所示的逼近曲线193保存在计算表保存部172中。在后述的计算表参照部161中，基于各摄影条件或各重建条件，从计算表保存部172中参照适合的计算表和基准权重W_b。

首先说明参数决定部151。在图5A的步骤184中，计算表参照部161基于摄影条件接受画面141的条件，参照表部153计算出的表，计算基准参数β_b。使用图5B所示的表，根据期望的噪声的降低比例50％来计算基准参数β_b。

接着，在图5A的步骤185中，权重计算部162根据各检测元件的权重W(i)计算权重图像W_I(j)。图9的左侧表示CT图像的各位置的权重图像W_I(i)。如式(3)所示，各位置j1和j2的权重W_I(j1)、权重W_I(j2)具有不同的值。

然后，在参数转换部175中，使用与摄影时相同的FOV且在相同FOV的中心位置取得的基准权重W_b、计算出的基准参数β_b和计算出的权重图像W_I(j)，计算下式(4)所示的各位置的参数β图像β_I(j)。

[式4]

${\mathrm{\β}}_I\left(j\right)={\mathrm{\β}}_b\·\frac{W_I\left(j\right)}{W_b}...\left(4\right)$

图9的右侧表示计算出的各位置的参数β图像β_I(j)。各位置j1和j2的β_I(j1)、β_I(j2)具有不同的值。

本实施例中，根据管电压等摄影条件、FOV等重建条件和测量投影数据的种类，也可以保存多个计算表。这样，能够降低因条件的不同引起的与迭代重建参数的真值之间的误差。

接着，说明图5A的迭代修正部152。前进至图5A的步骤187，利用迭代修正部152，使用参数决定部151计算出的参数β图像β_I(j)对CT图像进行迭代修正，生成高精度地除去了噪声的CT图像。

以下使用图10的流程图对步骤187的处理进行详细说明。

如图10所示，步骤187包括步骤201～208。首先，在步骤201中，图4中的迭代修正部152的解析重建部164使用公知的Feldkamp法等解析重建法，根据经修正处理部135修正后的测量投影数据R(i)计算CT图像λ^k＝0(j)。

然后，如步骤202所示，作为初始图像使用上述CT图像λ^k＝0(j)，通过步骤203～206对CT图像进行迭代修正，直到修正次数k达到预先设定的修正次数K。

作为对图像进行修正的算法，能够使用公知的迭代逼近重建法。此处，作为一例对使用SPS(Separable-Paraboloidal-Surrogate)法的情况进行说明。该SPS由下式(5)表示。

[式5]

${\mathrm{\λ}}^{k+1}\left(j\right)={\mathrm{\λ}}^k\left(j\right)-\frac{\underset{i=1}{\overset{I}{\Σ}}W\left(i\right)C(i,j)(R\left(i\right)-\underset{l=1}{\overset{L}{\Σ}}C(i,l)-{\mathrm{\λ}}^k\left(l\right))+P1}{\underset{i=1}{\overset{I}{\Σ}}W\left(i\right)C(i,j)\underset{l=1}{\overset{L}{\Σ}}C(i,l)+P2}...\left(5\right)$

在上式(5)中，W(i)是表示对图像进行修正的比例的权重。式(5)所示的P1和P2分别表示分子和分母的Prior的计算式。式(5)的迭代逼近重建通过以下的步骤203～206进行。

首先，在步骤203中，正投影部165(图4)通过计算下式(6)来对CT图像λ^k(j)的像素进行正投影处理，求取计算投影数据。

[式6]

$\underset{l=1}{\overset{L}{\Σ}}C(i,l){\mathrm{\λ}}^k\left(l\right)...\left(6\right)$

在式(6)中，l是将修正对象的像素j与X射线检测部i连接的线上的L个像素的编号。C(i，l)表示像素l对X射线检测部i作出贡献的比例，C(i，l)的值依照X射线检测部的位置、正投影计算或逆投影计算的方法而被设定为不同的值。

接着，在步骤204中，图4中的差值部166如下式(7)所示从测量投影数据R(i)中减去式(6)的计算投影数据，求取修正投影数据ΔR^k(i)。

[式7]

${\mathrm{\ΔR}}^k\left(i\right)=R\left(i\right)-\underset{l=1}{\overset{L}{\Σ}}C(i,l){\mathrm{\λ}}^k\left(l\right)...\left(7\right)$

然后，在步骤205中，图4中的逆投影处理部167利用下式(8)对修正投影数据ΔR^k(i)进行逆投影处理，生成修正图像Δλ^k(j)。

[式8]

${\mathrm{\Δ\λ}}^k\left(j\right)=\frac{\underset{i=1}{\overset{I}{\Σ}}W\left(i\right)C(i,j){\mathrm{\ΔR}}^k\left(i\right)+P1}{\underset{i=1}{\overset{I}{\Σ}}W\left(i\right)C(i,j)\underset{l=1}{\overset{L}{\Σ}}C(i,l)+P2}...\left(8\right)$

其中，式(8)的P1、P2使用图4中的Prior计算部168通过下式(9)、(10)求得的值。式(9)、(10)是求取P1、P2的计算式之一例，基于Gaussian-Prior等，利用式(9)的一阶导数的计算求取P1，利用式(10)的二阶导数的计算求取P2。

[式9]

$P1=\mathrm{\β}\underset{m\∈N_j}{\Σ}{d}_{jm}\mathrm{\ψ}({\mathrm{\λ}}_j^k-{\mathrm{\λ}}_m^k)...\left(9\right)$

[式10]

$P2=\mathrm{\β}\underset{m\∈N_j}{\Σ}{d}_{jm}\frac{\mathrm{\ψ}({\mathrm{\λ}}_j^k-{\mathrm{\λ}}_m^k)}{{\mathrm{\λ}}_j^k-{\mathrm{\λ}}_m^k}...\left(10\right)$

在上述式(9)、(10)中，β是表示Prior的强度的固定的迭代重建参数。在本实施例中，代替β置换为参数决定部151计算出的各位置的参数β图像β_I(j)。Ψ(λ_j ^k-λ_m ^k)是以CT图像λ^k(j)中的2个像素的CT值的差值(λ_j ^k-λ_m ^k)为变量的函数。

根据以上方法，计算出式(8)的修正图像Δλ^k(j)(步骤205)。

接着，在步骤206中，图像修正部169通过计算式(11)来求取使用修正图像Δλ^k(j)修正后的CT图像λ^k+1(j)。

[式11]

λ^k+1(j)＝λ^k(j)-Δλ^k(j) …(11)

在完成以上的步骤203～206后，在步骤207中，修正次数k增加至k+1，返回步骤202。由此，步骤202～207被反复执行，直到增加后的修正次数k等于预先设定的修正次数K。若修正次数k达到K则修正结束，前进至步骤208，输出CT图像，通过图2中的图像显示部137显示在监视器123上。

该CT图像是通过迭代逼近重建而生成的，因此由其投影得到的计算投影数据与测量投影数据很好地一致，能够得到将测量投影数据高精度图像化的CT图像。

另外，在图10的步骤208中，也可以使用网络适配器经由局域网络、电话线路、因特网等网络将CT图像发送到外部的终端。

并且，在本实施例中，通过步骤181～187和步骤201～208，能够使用CT图像的各位置的参数β图像β_I(j)取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像。

在本实施例中，着眼于噪声的降低效果依赖于测量投影数据和参数的设定值这一点，利用事先计算出的表计算CT图像的各位置的参数来加以使用。由此，无需对迭代逼近重建处理自身作大幅变更，就能够容易地导入根据期望的噪声降低比例、摄影条件、重建条件和测量投影数据而决定的最佳的参数β图像β_I(j)。

另外，本实施例中作为参数使用了β和β_I(j)，但本发明不限于此，只要是能够决定Likelihood计算和Prior计算的比例的参数即可，也可以使用Likelihood计算的系数或两种计算的系数。

另外，上述式(5)所示的迭代逼近重建法只是一例，也可以使用公知的OS-SPS、OS-SPS-TV、PWLS、OS-PWLS、ASIRT、MSIRT、GRADY、CONGR、ART、SART、SART-TV、OS-SART、OS-SART-TV、ML-EM、OS-EM、FIRA、RAMLA、DRAMA等其它方法。

本实施例中使用从一周的旋转取得的测量投影数据对CT图像进行重建，但并不限于一周，对于公知的半周重建或使用了一周以上的测量投影数据的重建也能够应用。

另外，本实施例中对于通过检查床5和机架3为静止状态的常规扫描方式获取测量投影数据的例子进行了说明，但本发明不限于该方式，对于一边以一定间隔依次反复地使检查床5动作和停止一边进行常规扫描的分步照射(step and shoot)方式，和一边使检查床5移动一边进行摄影的螺旋扫描方式所取得的测量投影数据，当然也能够应用本发明。

并且，本实施例中作为一例表示了生物体用的X射线CT装置，不过本实施例的结构当然也能够应用于以爆炸物检查或产品检查等非破坏性检查为目的的X射线CT装置。此外，本实施例中作为一例针对公知的第三代多层X射线CT装置进行了说明，但也能够应用于公知的第一、第二、第四代X射线CT装置，并且也能够应用于公知的单层X射线CT装置或电子束CT。

本实施例中为了缩短计算时间，在迭代修正部152之前实施了表部153的表计算部170、基准权重计算部171、权重计算部162和参数转换部163。但本发明并不必须事先实施表计算部170、基准权重计算部171、权重计算部162和参数转换部163，也可以根据操作者所指定的摄影条件或重建条件，在摄影时或图像生成时实施。例如，也可以将权重计算部162和参数转换部163添加作为Prior计算部168的一部分。此时，式(4)所示的W_I(j)为与式(8)的分母中的左项等价的计算式。因而，在Prior计算部168中，通过将式(4)的β_I(j)代入式(8)的β，能够省略权重计算部162和参数转换部163，能够减轻重复的W_I(j)的权重计算所需要的计算量。

(实施例2)

接下来对实施例2的X射线CT装置进行说明。

在上述实施例1中，采用了在权重设定区域144设定为固定值的权重的情况下，使用基准参数β_b、基准权重W_b和各位置的权重图像W_I(j)计算参数β图像β_I(j)的结构。而实施例2中，在权重设定区域144设定为检测元件的光子数的情况下，使用以固定值的权重计算出的基准参数β_b和基准权重W_b，以及以检测元件的光子数计算出的各位置的权重图像W_I(j)，来计算参数β图像β_I(j)。以下针对实施例2的X射线CT装置的结构以与实施例1的X射线CT装置不同的结构为中心进行说明。

图11表示的是，对由水构成的直径30cm、高100cm的圆柱体模(圆柱phantom)进行摄影，并根据摄影的结果使用检测元件的光子数进行计算而得到的权重图像W_I(j)。使体模从旋转中心向下移动10cm。图11所示各位置的权重图像W_I(j1)和W_I(j2)具有不同的值。

接着，使用图7所示的以固定值的权重计算出的基准权重W_b、由计算表参照部161计算出的基准参数β_b、上述的权重图像W_I(j)，参数转换部163计算式(4)所示各位置的参数β图像β_I(j)。解析重建部164之后的处理与实施例1相同。由此，在权重设定区域144设定为检测元件的光子数的情况下，能够使用各位置的参数β图像β_I(j)取得实现了期望的噪声降低比例的CT图像。为了验证实施例2的有效性，对由水构成的圆柱体模进行了摄影。使体模从旋转中心向下移动。

图12的左侧表示现有技术即各位置使用固定的参数β进行了迭代修正的CT图像，图12的右侧表示提案方式即使用各位置的参数β图像β_I(j)进行了迭代修正的CT图像。图12表示将CT图像放大的结果。所使用的迭代重建是使用了公知的子集(subset)法的OS-SPS。在图3的权重设定区域144中设定为检测元件的光子数，并设定期望的噪声降低比例。

图12左侧所示的现有方式中，与体模中心的噪声相比，可知体模下部所示箭头部分211的噪声被过度降低。而图12右侧所示的提案方式中，体模中心与下部所示箭头部分212的噪声获得了相同的结果。

并且，在图12所示体模的上部211、中心部212、下部213设定ROI，测量各ROI内的噪声。图13所示的坐标图是设定于体模的上部211、中心212、下部213的ROI内的噪声的测量结果。图13中横轴表示自体模中心的距离，纵轴表示噪声的降低比例的结果。描点214为上部的ROI211的结果，描点215为中心的ROI212的结果，描点216为下部的ROI213的结果。此时，自体模中心的距离从中心起以上方向为负，以下方向为正。提案方式与现有方式相比，能够与距离无关地取得相等的降低比例217，能够取得接近所设定的降低比例的结果。这表示，通过所述提案方式，能够取得实现了期望的噪声降低比例的CT图像。

(实施例3)

接下来对实施例3的X射线CT装置进行说明。在上述实施例1中，采用了在权重设定区域144设定为固定值的权重的情况下，使用设定于成为基准的位置上的旋转中心的基准权重W_b、基准参数β_b和各位置的权重图像W_I(j)来计算参数β图像β_I(j)的结构。在实施方式3中，使用不仅是旋转中心而是多个基准权重W_b、多个基准参数β_b和各位置的权重图像W_I(j)，来计算参数β图像β_I(j)的结构。以下针对实施例3的X射线CT装置的结构以与实施例1的X射线CT装置不同的结构为中心进行说明。

图14的左侧表示在表计算部170中，在利用各基准参数β_b进行了迭代修正后的CT图像中设定了多个ROI191的图。该ROI191不仅设定于旋转中心，还设置在自中心起距离r＝200mm的上下左右的位置上。使用对各CT图像的各ROI191的噪声进行了测量的结果，按每个ROI191获取计算表。此时各ROI191计算出的基准参数β_b表示为β_b1、β_b2、β_b3……。

接着，图14的右侧表示在基准权重计算部171中，在根据固定值的权重计算出的权重图像W_I(j)中设定多个ROI，对基准权重进行测量。测量出的基准权重表示为W_b1、W_b2、W_b3……。进行基准权重的测量的区域优选与上述测量噪声的ROI191为相同位置。表部153的处理需要在装置出厂前或对被摄体进行摄影前进行。后文所示的处理在对被摄体进行摄影时进行。

在图5A的步骤184中，图4计算表参照部161基于摄影条件接受画面141的条件，根据表部153计算出的表来计算基准参数β_b。例如，在噪声的降低比例50％的情况下，基准参数β_b根据图5B所示的计算表计算。本实施例中，获取图14左侧所示的多个ROI191的基准参数β_b1、β_b2、β_b3……，在CT图像的各位置，选择与多个ROI191的距离的计算结果为距离最近的基准参数β_b。此时，距离使用公知的各位置与基准位置间的欧几里得距离。接着，在参数转换部163中，在CT图像的各位置，选择与多个ROI191的距离的计算结果为距离最近的基准权重W_b。

在现有技术中，在远离基准位置的位置，存在期望的噪声降低比例的估测精度降低的问题。而根据本实施例，由于与现有技术相比各位置能够使用距离较近的表，所以能够提高噪声降低比例的估测精度。

(实施例4)

接下来对实施例4的X射线CT装置进行说明。上述实施例1采用了这样的结构，即，在图3的期望条件设定区域146选择了用于取得实现固定的噪声降低比例的CT图像的模式时，获取各位置实现了均匀的噪声降低比例的CT图像。在实施例4中，在取得图3的期望条件设定区域146中具有固定的噪声值的CT图像的模式中，使用初始图像的噪声的值和根据噪声值决定的基准参数β_b，来计算各位置的参数β图像β_I(j)。以下针对实施例4的X射线CT装置的结构以与实施例1的X射线CT装置不同的结构为中心进行说明。

图15表示在图4的结构中增加了噪声测量部154的结构。噪声测量部154计算表示初始图像各位置的噪声值的SD图像N_C(j)。噪声测量部154的细节将在本实施例的后文中描述。图16A表示解析重建部164计算出的CT图像。图16B表示上述的CT图像各位置的SD图像N_C(j)。接着，计算表参照部173使用取得的SD图像N_C(j)计算式(12)所示的噪声降低比例的图像N_I(j)。式(12)的固定SD表示图3的期望条件设定区域146中设定的固定的噪声值。

[式12]

图16C表示计算出的噪声降低比例的图像N_I(j)。然后，使用噪声降低比例的图像N_I(j)和表部153所参照的表，计算各位置的基准参数β_bI(j)。接着，参数转换部163使用式(13)的计算式计算参数β图像β_I(j)。

[式13]

${\mathrm{\β}}_I\left(j\right)={\mathrm{\β}}_{bI}\left(j\right)\·\frac{w_I\left(j\right)}{w}...\left(13\right)$

图16D表示计算出的参数β图像β_I(j)。由此，能够使用用于取得固定的噪声值的参数β图像β_I(j)，来取得具有期望的噪声值的CT图像。

以下对图15的噪声测量部154进行说明。

在图17的步骤231中，图15的分割计算部221将测量投影数据R(i)在通道方向上分割为2部分以上。此处，针对检测元件的编号被分割为奇数编号的测量投影数据R_c，odd(i)的组和偶数编号的测量投影数据R_c，even(i)的组这2部分的例子进行说明。其中，i表示X射线检测部2的检测元件的编号。

图18A中作为一例表示1000通道的测量投影数据R(i)。图18A的横轴表示通道编号，纵轴表示投影角度(X射线发生部1与X射线检测部2的旋转角度)。图18A的测量投影数据的浓度表示各像素的值(CT值)。

图18B的左侧表示分割后的奇数编号的测量投影数据R_c，odd(i)，图18B的右侧表示偶数编号的测量投影数据R_c，even(i)。由于将图18A的测量投影数据R(i)在通道方向上分割为2部分，因此图18B的两个数据各自为500通道。

另外，在该步骤231中，也可以通过在分割后的测量投影数据R_c，odd(i)和R_c，even(i)的通道间进行数据的插值，来增加至分割前的测量投影数据的通道数。例如，根据分割后的相邻通道间的测量投影数据的值，使用公知的插值方法来计算不足通道的数据。插值方法例如可以使用算术平均等线性插值或样条插值等非线性插值。或者，也可以将不足通道附近的数据直接用作不足通道的值。在进行了这些插值处理的情况下，分割后的测量投影数据R_c，odd(i)和R_c，even(i)的通道数各自从500通道增加至1000通道。

接着，在图17的步骤232中，图15的分割图像计算部222根据奇数编号的测量投影数据R_c，odd(i)和偶数编号的测量投影数据R_c，even(i)分别使用解析重建法通过计算而求取表示被摄体的CT值的CT图像λ_c，odd(j)和λ_c，even(j)。此处，j表示CT图像的像素编号，并令CT图像由J个像素构成。作为解析重建法例如使用Feldkamp法等公知的方法。作为CT图像，也可以不求取通常的2维(x、y方向)断层像，而是求取1维数据(x方向)、使像在体轴方向z上重叠而得到的3维数据(x、y、z方向)或对3维数据考虑了时间方向t而得到的4维数据(x、y、z、t)。图18C的左侧表示奇数编号的CT图像λ_c，odd(j)，图18C的右侧表示偶数编号的CT图像λ_c，even(j)。

接着，在图17的步骤233，图15的分割噪声测量部223的差图像计算部224按式(14)所示对奇数编号的CT图像λ_c，odd(j)与偶数编号的CT图像λ_c，even(j)取差值，求取差图像Δλ_c(j)。

[式14]

Δλ_c(j)＝λ_c，odd(j)-λ_c，even(j)orΔλ_c(j)＝λ_c，even(j)-λ_c，odd(j) …(14)

图18D的左侧表示差图像Δλ_c(j)之一例。奇数编号的CT图像λ_c，odd(j)和偶数编号的CT图像λ_c，even(j)是将测量投影数据分割为2部分并对分割后的数据分别进行重建而获得的CT图像，因此包含同一被摄体像。因而，通过对两图像求差值，如图18D的左侧所示，差图像Δλ_c(j)中被摄体像被除去，得到CT图像中包含的噪声的CT值的分布图像。

差图像Δλ_c(j)所表示的噪声的CT值为与分割后的测量投影数据对应的值。具体而言，由于测量投影数据被分割为2部分，噪声的CT值为放大至√2倍的值。因此，在接下来的步骤174中进行修正，获得表示与未分割的测量投影数据的CT值对应的噪声的CT值的强度分布的修正差图像Δλ’_c(j)。

具体而言，在图17的步骤234中，为了修正差图像Δλ_c(j)的噪声的CT值的强度，对差图像Δλ_c(j)乘以修正系数α，得到图18D的右侧所示的修正差图像Δλ’_c(j)。在分割为2部分的情况下，由于在式(14)的差值处理中放大至√2倍，因此对其进行修正的修正系数α为α＝1/√2。修正差图像Δλ’_c表示从根据未经分割的测量投影数据重建的CT图像中，除去了被摄体的信息后的仅有噪声的信息(CT值)。

另外，在对分割后的测量投影数据R_c，odd(i)和R_c，even(i)的通道间进行插值，使通道数增加至分割前的通道数后再进行步骤232、233的情况下，上述修正系数α＝1。

然后，在图17的步骤235中，分割噪声测量部223在修正差图像Δλ’_c(j)中设定感兴趣区域，计算感兴趣区域的噪声的CT值的振幅(强度)。具体而言，在修正差图像Δλ’_c的规定位置设定感兴趣区域，求取感兴趣区域的噪声的CT值的偏差(振幅)，以求取感兴趣区域内的噪声的强度。此处，作为偏差计算标准偏差σ。由此，能够求取感兴趣区域的噪声的强度(标准偏差σ)。感兴趣区域例如为以像素j’为中心的纵向(x方向)100像素×横向(y方向)100像素的范围。

分割噪声测量部223进一步一边使感兴趣区域的中心像素j’的位置一点一点地偏移，一边对各位置的感兴趣区域计算噪声的强度(标准偏差σ)。接着，通过使求得的标准偏差σ的值与感兴趣区域的特定位置(例如中心像素j’)对应，来像图18E那样生成SD图像N_C(j)。由此，能够不受被摄体影响地正确地计算SD图像N_C(j)，能够计算各位置的噪声降低比例的图像N_I(j)。

(实施例5)

接下来对实施例5的X射线CT装置进行说明。在上述实施例1中采用的是这样的结构，即，使用根据有代表性的体模即圆柱体模的CT图像计算出的表，来决定各位置上的参数β图像β_I(j)。在实施例5中，根据图3的摄影部位设定区域145中设定的摄影部位或近似的椭圆的信息，从由表部153计算出的多个表中选择最佳的表来计算参数β图像β_I(j)。以下针对实施例5的X射线CT装置的结构以与实施例1的X射线CT装置不同的结构为中心进行说明。

图4的表计算部170中，作为有代表性的体模，对扁率不同的多个椭圆体模(椭圆phantom)进行摄影，使用利用各基准参数β_b进行迭代修正而得到的CT图像测量噪声。图19A表示对3种不同扁率的椭圆体模进行重建得到的CT图像和ROI191。

图19B表示使用根据各椭圆体模的CT图像测量到的噪声和各基准参数β_b计算出的表。可知表随着椭圆体模的扁率的不同而不同。本实施例中使用了扁率不同的椭圆体模，但也可以使用胸部、腹部等临床数据来获取计算表。

图19B使用了3种椭圆体模，但存在着与这些体模相比扁率越不同，期望的噪声降低比例的估测精度越低的问题。因此，能够使用通过公知的最小二乘法等计算出的逼近曲线，根据多个体模的表来计算任意扁率的体模的表。

如图19B所示，使用噪声的降低比例为50％的各基准参数β_b的描点241，计算图19C所示的扁率与基准参数β_b的表。图19C所示的描点241表示噪声的测量值，使用公知的最小二乘法等根据多个描点241得到逼近曲线242。从而，能够根据任意的扁率计算基准参数β_b和噪声降低比例。由此，能够根据图3的摄影部位设定区域145中设定的摄影部位或任意的扁率的椭圆来使用最佳的表，所以能够提高噪声降低比例的估测精度。

接着说明在本实施例中，根据初始图像选择最佳的表，来取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像的方法。图20是对图4的一部分进行了变更的图。图20中，解析重建部164的顺序被变更至计算表参照部161之前。

首先，如图21的左侧所示，使用公知的解析重建法计算初始图像。接着，使用公知的阈值处理等图像处理技术，如图21的正中的图所示，从初始图像提取被摄体的轮廓或构造物的信息。然后，如图21右侧的图所示，根据提取出的轮廓或构造物的信息测量长轴a、短轴b，其结果能够得到扁率。由此，通过使用根据初始图像得到的扁率来从多个表中选择最佳的表，能够决定基准参数β_b。

(实施例6)

接下来对实施例6的X射线CT装置进行说明。在上述实施例5中，采用了根据初始图像选择最佳的表，来取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像的结构。在实施例6中，在CT图像的各位置使用与其相关的所有的投影数据信息来选择最佳的表，以取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像。以下针对实施例6的X射线CT装置的结构以与实施例5的X射线CT装置不同的结构为中心进行说明。

图22A表示解析重建部164计算出的CT图像和中心位置251的像素j。首先，根据通过像素j的X射线源1与传感器2的路径上的测量投影数据计算权重W(i)。图22B表示与像素j相关的所有的投影数据中第i号的权重W(i)。由于依照X射线的照射剂量和被摄体的形状、构造物的不同，透射后检测出的光子数会不同，所以会得到不同的权重W(i)。

接着，如图22C所示，将投影数据按照权重W(i)由小至大的顺序调换。此时，图22B所示的所有的权重W(i)使用最小值W_min(i)进行了标准化。图22C表示通过使用公知的椭圆函数等进行拟合，得到扁率为0.3。图22D表示使用得到的扁率和噪声的降低比例50％的表能够得到基准参数β_b。根据本实施例，在CT图像的各位置使用相关的所有的投影数据信息来选择最佳的表，能够取得实现了期望的噪声的降低比例的CT图像。

以上对本发明的各种实施例进行了说明，但本发明并不限定于上述实施例，还包括各种各样的变形例。例如，上述实施例中为了更好地理解本发明而进行了详细说明，但本发明并不限定于必需包括所说明的全部结构。其中，可以将某一实施例的结构的一部分替换为其它实施例的结构，或在某一实施例的结构上添加其它实施例的结构。另外，能够对各实施例结构的一部分追加、删除、置换其它的结构。

另外，针对上述的各结构、功能、处理部等，说明了生成用于实现它们的一部分或全部的程序的例子，但当然也可以例如使用集成电路进行设计等来利用硬件实现它们的一部分或全部。

附图标记说明

1 X射线发生部

2 X射线检测部

3 机架

4 旋转板

5 检查床

6 被检体

7 圆形开口部

116 机架控制器

117 X射线控制部

118 检查床控制器

101 输入部

102 摄影部

103 图像生成部

111 键盘

112 鼠标

113 存储器

114 中央处理装置

115 HDD装置

119 DAS

120 存储器

121 中央处理装置

122 HDD装置

123 监视器

131 摄影条件输入部

132 摄影控制部

133 摄影部

134 信号收集部

135 修正处理部

136 迭代逼近重建部

137 图像显示部

141 摄影条件接受画面

142 X射线条件设定区域

143 重建范围设定区域

144 权重设定区域

145 摄影部位设定区域

146 摄影/图像设定区域

151 参数决定部

152 迭代修正部

153 表部

154 噪声测量部

161 计算表参照部

162 权重计算部

163 参数转换部

164 解析重建部

165 正投影部

166 差值部

167 逆投影处理部

168 Prior计算部

169 图像修正部

170 表计算部

171 基准权重计算部

172 计算表保存部

191 CT图像的感兴趣区域(正方形)

194 权重图像W_I(j)的感兴趣区域(正方形)

221 分割计算部

222 分割图像计算部

223 分割噪声测量部

224 差图像计算部。

Claims (13)

1.一种X射线CT装置，其特征在于，包括：

摄像部，其具有：产生X射线的X射线发生部、检测从被摄体透射后的所述X射线而得到测量投影数据的X射线检测部、和装载了所述X射线发生部和所述X射线检测部并在所述被摄体的周围旋转的机构；和

图像生成部，其具有迭代逼近重建部，该迭代逼近重建部根据来自所述摄像部的测量投影数据生成CT图像，并对所述CT图像进行迭代修正，以使得根据所述CT图像通过正投影计算求得的计算投影数据与所述测量投影数据之差大致相等，

所述图像生成部具有表部，该表部保存使所述CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例与迭代修正中使用的参数的关系，

所述迭代逼近重建部根据使所述CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例，来从所述表部决定参数。

2.如权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部具有根据所述测量投影数据来计算所述CT图像的迭代修正中使用的权重的权重计算部，

根据由所述权重计算部计算出的所述权重，从所述表部决定参数。

3.如权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述权重计算部，计算1个以上的摄影条件、1个以上的重建条件、以及1处以上的基准位置上的、作为构成所述X射线检测部的多个检测元件的1个检测元件以上的权重求合计而得的值的基准权重W_b、与作为所述摄影条件以外或重建条件以外或基准位置以外的1个检测元件以上的权重求合计而得的值的权重W_I之比，

所述迭代逼近重建部根据基准权重W_b的参数和所述计算出的权重W_b与权重W_I的比，来决定所述摄影条件以外或重建条件以外或基准位置以外的参数。

4.如权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述权重计算部计算对所述多个检测元件的输出数据赋予相同权重的固定值权重，

所述迭代逼近重建部，根据基于所述固定值权重计算出的所述基准权重W_b、与作为所述摄影条件以外或重建条件以外或基准位置以外的1个检测元件以上的固定值权重求合计而得的值的权重W_I之比，来决定参数。

5.如权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述权重计算部计算对所述多个检测元件的输出数据赋予相同权重的固定值权重，

并计算根据所述多个检测元件的输出的大小使对所述多个检测元件的输出数据赋予的权重不同的统计值权重，

所述迭代逼近重建部，根据基于所述固定值权重计算出的所述基准权重W_b与根据所述统计值权重W_I计算出的权重之比，来决定参数。

6.如权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

在所述权重计算部中，基准位置以外的参数从2个以上的所述基准权重中使用距离最近的代表权重W_b来计算权重W_b与权重W_I之比。

7.如权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部根据从所述CT图像取得的值来从所述表部决定参数。

8.如权利要求7所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部根据从所述CT图像测量到的噪声值，来从所述表部决定参数以取得期望的噪声的图像。

9.如权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部根据所输入的摄影条件或重建条件，从所述表部决定参数。

10.如权利要求3所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部根据从所述CT图像取得的被摄体信息来从所述表部决定参数。

11.如权利要求10所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部根据2个以上的检测元件的权重来从所述表部决定参数。

12.如权利要求11所述的X射线CT装置，其特征在于：

所述迭代逼近重建部对2个以上的检测元件的权重利用逼近函数进行拟合，根据所取得的逼近函数的系数来从所述表部决定参数。

13.一种处理装置，其特征在于：

至少包括处理部和存储部，

所述处理部包括图像生成部，该图像生成部具有迭代逼近重建部，该迭代逼近重建部根据由X射线CT装置得到的测量投影数据生成CT图像，对所述CT图像进行迭代修正，以使得根据所述CT图像通过正投影计算求得的计算投影数据与所述测量投影数据之差大致相等，

所述存储部保存使所述CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例与迭代修正中使用的参数的关系，

所述迭代逼近重建部根据使所述CT图像的噪声或X射线剂量降低的比例，来从保存在所述存储部的关系中决定参数。