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。