专利名称：：X射线ct装置的制作方法
技术领域：
：本发明涉及X射线CT装置，特别是涉及具有在扫描之前预先决定用于取得适合于识别诊断对象的对比度噪声比的X射线条件的X射线CT装置。
背景技术：
：在X射线CT装置中，具有用1次的X射线照射取得一个断层图像的单切片型X射线CT装置和同时取得多个断层图像的多切片型X射线CT装置。所述单切片型X射线CT装置使用在1列即一维方向(通道方向)排列多个X射线检测元件的X射线检测器，并从X射线管对被检测体照射扇形射束(fanbeam)即扇形的X射线束，计测透过所述被检测体之后的X射线，取得被检测体的投影数据。而所述多切片型X射线CT装置从X射线管对被检测体照射锥形射束(conebeam)即圆锥形或棱锥形的X射线束，并通过在二维方向(通道方向和列方向)排列多个X射线检测元件的X射线检测器，计测透过所述被检测体之后的X射线，取得被检测体的投影数据。无论在哪一种X射线CT装置中，都使对置的X射线管与X射线检测器在被检测体的周围旋转，收集来自多方向的投影数据，并在对该收集的投影数据迸行用于修正模糊的重构滤波处理之后进行逆投影，重构被检测体的断层像。在离散的X射线管的位置(以下称作"查看点(view)")收集所述投影数据，将这些收集的投影数据称作"该查看点的投影数据"，在所述被检测体的周围旋转的X射线管和X射线检测器的每1旋转的查看点数通常是数百到数千，将收集重构1个CT图像所需要的查看点数的投影数据的动作称作"扫描"。ii此外，1个査看点的投影数据由所述x射线检测器的通道数x列数的数据所构成(单切片型X射线CT装置如上所述，是列数=1的情况)。在这样的X射线CT装置中，为了识别取得的断层像内的诊断对象，诊断对象和其周围的CT值差的绝对值除以图像噪声标准偏差值(以下，记载为"图像SD(StandardDeviation)"值)的值、即对比度噪声比(ContrastNoiseRatio,以下记载为"CNR")是重要的图像质量指标。在所述X射线CT装置的图像质量指标中，一般通过使被照射线量增大来提高CNR，并作为诊断用图像成为良好质量的图像，但是另一方面，希望极力将患者的被照射线量抑制在很少。因此，在专利文献1中公开了一种一边不增大被照射线量图像SD值，一边使用比以往更低的管电压(在X射线管的阳极和阴极之间施加的电压)，使重构图像的CNR提高，或者一边减少重构图像的CNR,—边使用比以往更低的管电压，从而降低被照射线量的X射线CT装置。专利文献1:特开2004-073865号公报可是，在所述专利文献l中描述的X射线CT装置实际上是进行着眼于图像SD值的X射线条件最优化的装置，未充分探讨对比度(这里是CT值差的绝对值)或CNR与X射线条件的关系。例如，脏器间的对比度并不一定十分依存于管电压，所以即使一边不让图像SD值增大，一边使用比以往更低的管电压，对CNR的提高也不一定有效。此外，实际上一边保持CNR，一边能降低被照射线量的过程会成为怎样并不明确。而且，根据诊断对象的尺寸，应该实现的CNR不同，因此，应该设定的X射线条件也不同，但是也并未探讨这点。
发明内容因此，本发明的目的在于，提供一种具有决定适合于实现识别诊断对象的CNR的X射线条件的功能的X射线CT装置。为了实现所述目的，本发明的X射线CT装置构成如下。即一种X射线CT装置，包括产生向被检测体照射的X射线的X射线管；夹持所述被检测体且与X射线管对置配置，并检测已透过被检测体的X射线的X射线检测器；搭载所述X射线管和X射线检测器，在所述被检测体的周围旋转的扫描旋转体；输入和设定定位扫描摄影和扫描摄影所需要的信息来迸行操作的操作单元；根据由所述X射线检测器检测出的被检测体的定位扫描投影数据，决定扫描时的摄影条件的摄影条件决定单元；和在由该摄影条件决定单元所决定摄影条件下进行扫描的扫描单元，根据由该扫描单元扫描、并由所述X射线检测器检测出的透过X射线量，来重构所述被检测体的断层像，在该X射线CT装置中，所述摄影条件决定单元包括存储标准摄影条件的存储单元；分析所述定位扫描投影数据，生成所述被检测体的三维模型的被检测体三维模型生成单元；由所述操作单元设定所述被检测体的诊断对象尺寸的诊断对象尺寸设定单元；和从所述已设定的诊断对象尺寸、所述被检测体三维模型和所述标准摄影条件，计算用于取得识别诊断对象的对比度噪声比的X射线条件的X射线条件计算单元。本发明的X射线CT装置还具有显示X射线条件计算单元最终计算出的X射线条件(例如管电压和管电流时间积)和与该X射线条件不同的X射线条件下的摄影时的评价指标的预想值的单元；和选择在该显示单元已显示的评价指标的预想值所对应的X射线条件的X射线条件选择单元。所述评价指标的预想值包含管电压、管电流、被照射线量、诊断对象的假定对比度值、对比度噪声比、图像噪声标准偏差值、诊断对象的可识别尺寸、消耗X射线管电功率中的至少一个。此外，还具有选择在所述显示单元已显示的评价指标的预想值所对应的X射线条件的X射线条件选择单元。在本发明的X射线CT装置中，所述X射线条件计算单元能釆用以下列举的各种形式。所述X射线条件计算单元包括计算在使用了所述标准摄影条件的标准管电压和标准管电流时间积时，在由所述操作单元己设定的摄影范围内的各切片位置实现的图像噪声标准偏差值的第一预测值的第一图像噪声标准偏差预测值计算单元；计算所述第一图像噪声标准偏差预测值在所述摄影范围内已设定的特定切片位置范围内成为最大值的参照切片位置的单元；从所述己设定的诊断对象的尺寸计算用于识别该诊断对象的对比度噪声比的对比度噪声比计算单元；使用所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算所述标准管电压下的第一图像噪声标准偏差基准值的单元；计算用于实现所述第一图像噪声标准偏差基准值的第一管电流时间积的第一管电流时间积计算单元；计算在所述参照切片位置使用了所述第一管电流时间积时的图像噪声标准偏差预测值成为规定的上限值以下的第一管电压的单元；计算在所述参照切片位置、由所述第一管电压和所述第一管电流时间积实现的第二图像噪声标准偏差基准值的单元；计算在所述摄影范围内的各切片位置由所述第一管电压和所述第一管电流时间积实现的第二图像噪声标准偏差值预测值的单元；从所述第一管电压、所述第二图像噪声标准偏差预测值和所述第二图像噪声标准偏差基准值，计算在所述摄影范围内的各切片位置，用于实现所述第二图像噪声标准偏差基准值的第二管电流时间积的第二管电流时间积计算单元，并将所述第一管电压和所述第二管电流时间积作为X射线条件。所述对比度噪声比计算单元、第一图像SD基准值计算单元的具体的单元的一个例子如下所示。(1)所述对比度噪声比计算单元是由所述诊断对象的尺寸与可识别的对比度噪声比的关系的函数，计算所述对比度噪声比的单元。(2)所述第一图像SD基准值计算单元是将所述存储装置中所存储的诊断对象的标准管电压的假定对比度值除以用所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，从而计算出所述第一图像噪声标准偏差基准值的单元。此外，所述X射线条件计算单元包括设定由所述诊断对象尺寸设定单元设定所述被检测体的诊断对象的真阳性率和伪阳性率的真阳性率和伪阳性率设定单元；从所述设定的诊断对象的尺寸计算用于识别该诊断对象的对比度噪声比的对比度噪声比计算单元；计算所述被检测体三维模型的同一摄影条件下的图像噪声标准偏差值成为最大的参照切片位置的切片位置计算单元；从假定对比度值和由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算所述参照切片位置的图像噪声标准偏差值的图像噪声标准偏差值计算单元；计算用于实现由该图像噪声标准偏差值计算单元计算出的图像噪声标准偏差值的第一管电流时间积的管电流时间积计算单元；计算所述第一管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数的管电流时间积修正系数计算单元；根据所述管电流时间积修正系数，修正所述第一管电流时间积的管电流时间积修正单元；和在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压的管电压计算单元；将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。所述对比度噪声比计算单元、所述假定对比度值、所述管电流时间积计算单元和所述管电流时间积修正系数计算单元的一个例子如下所示。(3)所述对比度噪声比计算单元是从所述诊断对象尺寸与可识别的对比度噪声比的关系、所述真阳性率与伪阳性率的关系、所述可识别的对比度噪声比与伪阳性率的关系，计算所述对比度噪声比的单元。(4)所述假定对比度值是由所述标准摄影条件的标准管电压的成人的平均被检测体尺寸与用该平均值进行了标准化的所述被检测体的诊断对象尺寸所对应的造影效果的关系来求出的。(5)所述管电流时间积计算单元是由所述被检测体尺寸的图像噪声标准偏差值与管电流时间积的关系来求出所述第一管电流时间积的单元。(6)所述管电流时间积修正系数计算单元是由所述被检测体的规定尺寸的管电压与标准化对比度噪声比的关系来求出所述修正系数的单元。此外，所述X射线条件计算单元包括计算所述被检测体三维模型的同一摄影条件下的图像噪声标准偏差值成为最大的参照切片位置的切片位置计算单元；从所述操作单元输入目标的图像噪声标准偏差值来进行设定的目标图像噪声标准偏差值设定单元；从所述参照切片位置的假定对比度值和所述目标的图像噪声标准偏差值，计算出所述被检测体的诊断对象的可识别的对比度噪声比，来计算诊断对象尺寸的诊断对象尺寸计算单元；受理所述计算出的诊断对象尺寸作为现实的诊断对象尺寸是否合适的判断的诊断对象尺寸判断输入单元；当已判断所述计算出的诊断对象尺寸为合适时，计算用所述参照切片位置的所述诊断对象尺寸来满足所述目标的图像噪声标准偏差值的第一管电流时间积的管电流时间积计算单元；当已判断所述计算出的诊断对象尺寸为不合适时，对目标的图像噪声标准偏差值进行调整，以使所述诊断对象尺寸成为妥当的图像噪声标准偏差值调整单元；计算所述第一管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数的管电流时间积修正系数计算单元；根据所述管电流时间积修正系数，修正所述第一管电流时间积的管电流时间积修正单元；和在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压的管电压计算单元，并将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。所述假定对比度值、所述管电流时间积计算单元和所述管电流时间积修正系数计算单元的一个例子如下所示。(7)所述假定对比度值是根据由所述诊断对象尺寸计算单元计算出的诊断对象尺寸和所述参照切片位置来计算的。(8)所述管电流时间积计算单元是由所述参照切片位置以及所述诊断对象的规定尺寸的图像噪声标准偏差值与管电流时间积的关系来进行求出的单元。(9)所述管电流时间积修正系数计算单元是由所述被检测体的规定尺寸的管电压与标准化对比度噪声比的关系来求出所述修正系数的单元。此外，所述X射线条件计算单元包括用所述操作单元指定所希望的切片位置的所希望切片位置指定单元；设定由所述诊断对象尺寸设定单元已设定的所述被检测体的诊断对象的伪阳性率的伪阳性率设定单元；从假定对比度值和所述所希望切片位置的所述被检测体三维模型，计算所述所希望切片位置的图像标准偏差预测值的所希望切片位置图像噪声标准偏差值预测单元；从所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值和所述假定对比度值，计算用于识别所述已指定的所希望的切片位置的诊断对象的对比度噪声比的对比度噪声比计算单元；判断所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值是否能实现的图像噪声标准偏差预测值实现性判断单元；当已判断所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值为不能实现时，对所述伪阳性率和所述诊断对象尺寸进行调整，以使所述图像噪声标准偏差预测值能够实现的伪阳性率和诊断对象尺寸调整单元；和当已判断所述图像噪声标准偏差预测值为能实现时，判断由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比是否能适用于全部切片位置的对比度噪声比判断单元，并且具备当巳判断所述对比度噪声比能适用于全部切片位置时，计算用于实现所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值的第一管电流时间积的管电流时间积计算单元；计算所述第一管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数的管电流时间积修正系数计算单元；根据所述管电流时间积修正系数，修正所述第一管电流时间积的管电流时间积修正单元；和在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压的管电压计算单元，并将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。所述管电流时间积计算单元和所述管电流时间积修正系数计算单元的一个例子如下所示。(10)所述管电流时间积计算单元是从所述所希望的切片位置以及所述被检测体的规定尺寸的图像噪声标准偏差值与管电流时间积的关系来求出所述第一管电流时间积的单元。(11)所述管电流时间积修正系数计算单元是由所述被检测体的规定尺寸下的管电压与标准化对比度噪声比的关系来求出所述修正系数的单元。而且，在所述显示单元上强调显示无法实现由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比的切片位置。包括当在所述对比度噪声比判断单元，已判断由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比不能适用于全部切片位置时，判断所述已指定的切片位置的图像噪声标准偏差预测值能否适用于全部切片位置的全部切片位置应用判断单元；当由该单元己判断能适用于全部切片位置时，计算与切片位置无关地满足所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值的第二管电流时间积的第二管电流时间积计算单元；和将所述被检测体的每个切片位置的尺寸与所述已指定的所希望切片位置的被检测体尺寸进行比较的被检测体尺寸比较单元；所述管电流时间积修正系数计算单元和所述管电流时间积修正单元，当在所述被检测体尺寸比较单元中已判断所指定的所希望切片位置的被检测体尺寸是与扫描位置的被检测体尺寸同等以下时，计算所述第二管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的所述管电流时间积修正系数，并根据所述修正系数，修正所述第二管电流时间积，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。所述第二管电流时间积计算单元和所述管电流时间积修正系数计算单元的一个例子如下所示。(12)所述第二管电流时间积计算单元是由所述所希望的切片位置以及所述诊断对象的规定尺寸的图像噪声标准偏差值与管电流时间积的关系来求出第二管电流时间积的单元。(13)管电流时间积修正系数计算单元是由所述诊断对象的规定尺寸下的管电压与标准化对比度噪声比的关系来求出所述修正系数的单元。具有当在所述被检测体尺寸比较单元中已判断该切片位置的被检测体尺寸比所述己指定的切片位置的被检测体尺寸更大时，计算在所述管电压计算单元计算出的管电压的条件下，在每个切片位置满足所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值的第三管电流时间积的第三管电流时间积计算单元；所述管电流时间积修正系数计算单元和所述管电流时间积修正单元计算所述第三管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数，并根据所述修正系数，修正所述第三管电流时间积，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为x射线条件。所述第三管电流时间积计算单元和所述管电流时间积修正系数计算单元的一个例子如下所示。(14)所述第三管电流时间积计算单元是由所述所希望的切片位置以及所述被检测体的尺寸的图像噪声标准偏差值与管电流时间积的关系来求出所述第三管电流时间积的单元。(15)所述管电流时间积修正系数计算单元是由所述被检测体的尺寸下的管电压与标准化对比度噪声比的关系来进行求出的单元。包括当所述已指定的切片位置的图像标准偏差预测值在不能适用于全部切片位置时，计算满足所述己指定的切片位置的图像噪声标准偏差值的第四管电流时间积的第四管电流时间积计算单元，使用该第四管电流时间积，计算所述已指定的切片位置的被照射线量和X射线管电功率的指定切片位置的被照射线量和X射线管电功率计算单元；和在由该单元计算出的X射线管电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的第二管电压的第二管电压计算单元，并将所述第二管电压和所述第四管电流时间积作为X射线条件。此外，所述X射线条件计算单元包括:用所述操作单元设定扫描区域，并在该区域内设定多个关心区域的多个关心区域设定单元；对由所述多个关心区域设定单元已设定的多个关心区域的每一个，用所述诊断对象尺寸设定单元设定诊断对象尺寸，并且设定在所述多个诊断对象尺寸内存在的疾病的伪阳性率的多个伪阳性率设定单元；从所述己设定的多个关心区域的诊断对象尺寸计算用于识别该诊断对象的对比度噪声比的对比度噪声比计算单元；计算在所述被检测体三维模型中，在所述已设定的每个关心区域，图像噪声标准偏差值成为最大的切片位置的切片位置计算单元；从假定对比度值和由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算由所述切片位置计算单元计算出的切片位置的图像噪声标准偏差值的图像噪声标准偏差值计算单元；计算用于实现由该图像噪声标准偏差值计算单元计算出的图像噪声标准偏差值的管电流时间积的管电流时间积计算单元；计算由该管电流时间积计算单元计算出的管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数的管电流时间积修正系数计算单元；根据所述管电流时间积修正系数，修正由所述管电流时间积计算单元计算出的管电流时间积的管电流时间积修正单元；和在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压的管电压计算单元；将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。所述管电流时间积计算单元和所述管电流时间积修正系数计算单元的一个例子如下所示。(16)所述管电流时间积计算单元是由所述被检测体尺寸的图像噪声19标准偏差值与管电流时间积的关系来进行求出的单元。(17)所述管电流时间积修正系数计算单元是由所述被检测体尺寸的管电压与标准化对比度噪声比的关系来进行求出的单元。此外，所述X射线条件计算单元包括设定由所述诊断对象尺寸设定单元已设定的所述被检测体的诊断对象的真阳性率和伪阳性率的真阳性率和伪阳性率设定单元；计算用于从所述己设定的诊断对象的尺寸中识别该诊断对象的对比度噪声比的对比度噪声比计算单元；对位于特定切片位置范围内的每个切片面，计算满足假定对比度值和由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比的图像噪声标准偏差值的图像噪声标准偏差值计算单元；和计算在作为所述标准摄影条件而设定的管电压下，以每个切片面的诊断对象尺寸满足所述图像噪声标准偏差值的管电流时间积的管电流时间积计算单元；将所述设定的管电压和由所述管电流时间积计算单元计算出的管电流时间积作为X射线条件。根据本发明，构成为分析被检测体的定位扫描投影数据，生成被检测体的三维模型，并从被检测体的诊断对象的尺寸、被检测体三维模型和预先设定的标准摄影条件，计算出用于取得识别诊断对象的对比度噪声比的X射线条件，且以该计算出的X射线条件进行扫描，所以能决定实现适合于识别诊断对象的合适的CNR的X射线条件。其结果，能提供一种取得诊断所需要的良好的图像质量的X射线CT装置。图1是应用本发明的X射线CT装置的整体结构图。图2是应用本发明的X射线CT装置的整体概略图。图3是说明应用本发明的X射线CT装置的X射线检测器的结构与X射线照射的关系的示意图。图4是从侧面方向表示应用本发明的X射线CT装置的扫描机架、患者台、被检测体的关系的图。图5是在应用本发明实施例1的X射线CT装置的扫描之前的准备操作的动作流程图。图6是表示诊断对象尺寸和可识别CNR的函数的图。20图7是表示图5的动作流程的步骤S200的细节的图。图8是说明CNR的修正的图。'图9是表示管电压与图像SD的关系的图。图IO是表示关于X射线条件的选择分支的信息显示的例子的图。图11是在应用本发明实施例2的X射线CT装置的扫描之前的准备操作的动作流程图。图12是诊断对象尺寸与可识别CNR的关系图。图13是表示真阳性率与伪阳性率的关系以及可识别的CNR与伪阳性率的关系的图。图14是在标准管电压下，成人的平均被检测体尺寸与用该尺寸进行了标准化的造影效果的关系的示意图。图15是表示在某被检测体尺寸下的标准管电压条件下的图像SD与管电流时间积mAs的关系的图。图16是表示某被检测体尺寸下的管电压与标准化CNR以及修正后管电流时间积(修正后mAs)的关系的图。图17是表示管电压与被照射线量以及X射线管消耗电功率的关系的图。图18是表示关于X射线条件的信息显示的例子的图。图19是应用本发明实施例3的X射线CT装置的扫描之前的准备操作的动作流程图。图20是表示输入的图像SD值与诊断对象尺寸的关系的图。图21是应用本发明实施例4的X射线CT装置的扫描之前的准备操作的动作流程图。图22是在指定的切片位置的诊断对象区域无法实现可识别的对比度噪声比的切片位置的强调显示例。图23是应用本发明实施例5的X射线CT装置的扫描之前的准备操作的动作流程图。图24是当关心区域为2个时的示意图。图25是应用本发明实施例6的X射线CT装置的扫描之前的准备操作的动作流程图。图26是表示在实施例6中设定的摄影条件与被检测体尺寸的关系的图。符号的说明l一扫描机架；2—卧台；3—操作台；4一顶板；5—显示装置；6—操作装置；7—X射线控制装置；8—X射线管；9一准直仪控制装置；10—准直仪；ll一X射线检测器；12—数据收集装置；13—旋转板；14一旋转控制装置；15—旋转板驱动装置；16—驱动力传递系统；17—被检测体；18—X射线检测元件；19一系统控制装置；20—卧台控制装置；21—卧台上下移动装置；22—顶板移动装置；23—图像重构装置；24—存储装置；25—扫描计划装置；26—扫描机架的开口部；TPF—真阳性率；FPF—伪阳性率；ROIl、ROI2—关心区域。具体实施例方式以下，按照附图，详细说明本发明的X射线CT装置的优选实施例。另外，本发明在扫描开始之前预先决定用于取得适合于识别诊断对象的对比度噪声比的X射线条件，并用所决定的X射线条件进行扫描，在扫描方式(轴向扫描、螺旋扫描)和切片类型(单切片、多切片)中都能应用，但是这里，将在多切片型螺旋扫描方式的X射线CT装置中应用的情形作为例子来进行说明。图2表示应用本发明的X射线CT装置的整体概略图，图l表示它的整体结构图。图2所示的X射线CT装置是对被检测体照射X射线，收集所述被检测体的透过X射线数据，并重构计算该收集的X射线数据来取得断层像的装置，所以由对被检测体照射X射线并且收集透过被检测体的X射线数据的扫描机架l、具有安放被检测体的可移动的顶板4的卧台2、进行各种动作设定并且根据收集的X射线数据重构并显示X射线断层像的操作装置6和具有显示装置5等的操作台3构成。扫描机架1如图1所示，具有由X射线控制装置7控制的产生X射线的X射线管8，从该X射线管8放射的X射线通过由准直仪控制装置9控制的准直仪10，例如棱锥形的X射线束即锥形射束X射线对被检测体17照射，透过该被检测体17的X射线入射到X射线检测器11。X射线检测器11如图3所示，具有在通道方向和列方向二维地排列的多个X射线检测元件18。该X射线检测元件18，例如由闪烁器和发光二极管的组合构成，作为整体构成圆筒面状，或者相关于通道方向弯曲为折线状的X射线入射面，例如通道编号i是l1000左右，列编号j是11000左右。与X射线检测器11的通道的排列方向一致的锥形射束X射线的通道方向的扩展角度、即扇形角度是a，此外，与X射线检测器11的列的排列方向一致的锥形射束X射线的列方向扩展角度、即锥角为Y。X射线检测器11与数据收集装置12连接，该数据收集装置12收集X射线检测器11的各个X射线检测元件18的检测数据。从所述的X射线控制装置7到数据收集装置12的构成要素搭载在扫描机架1的旋转板13上，该旋转板13由驱动力传递系统16传递来自由旋转控制装置14控制的旋转板驱动装置15的驱动力，在被检测体17的周围旋转。图1所示的具有安放被检测体17的可移动的顶板4的卧台2构成为由卧台控制装置20对卧台上下移动装置21进行控制，使得到达适当的卧台高度，并且由所述卧台控制装置20对顶板移动装置22进行控制，使顶板4前后移动，并将被检测体17向扫描机架1的X射线照射空间(开口部)26进行搬入和搬出。在这样构成的扫描机架1中，如图4所示，当安放在卧台2的顶板4上的被检测体17被搬入扫描机架1的开口部26之后，如果对被检测体17照射根据准直仪10的开口宽度调整了锥角Y的锥形射束X射线，则被照射了锥形射束X射线的被检测体17的X射线像就投影到X射线检测器11，并由X射线检测器11检测透过被检测体17的X射线。图1所示的所述操作台3具有控制本发明的X射线CT装置的系统整体的系统控制装置19，在该系统控制装置19中连接有扫描机架1和卧台2。艮口，通过该系统控制装置19，控制扫描机架1内的X射线控制装置7、准直仪控制装置9、数据收集装置12、旋转控制装置14和卧台2内的卧台控制装置20。由数据收集装置12收集的数据通过系统控制装置19的控制，输入到图像重构装置23。该图像重构装置23使用在定位扫描摄影时数据收集装置12收集的定位扫描投影数据(被检测体透视数据)，生成定位扫描图像，在扫描时，使用数据收集装置12收集的多个查看点的投影数据来进行CT图像的重构。由图像重构装置23生成的定位扫描图像和重构的CT图像、或各种数据以及用于实现X射线CT装置的程序等在连接于系统控制装置19上的存储装置24中存储。在存储装置24中也存储标准摄影条件。所谓标准摄影条件意味着用被检测体17的体格或摄影部位推荐的摄影条件。而且，还保存后面描述的扫描计划装置25的计算所需要的数据等。此外，在系统控制装置19中分别连接显示装置5和操作装置6，显示装置5显示从图像重构装置23输出的重构图像或系统控制装置19处理的各种信息。所述操作装置6具有由操作者操作、并对系统控制装置19输入各种指示或信息的输入单元。而且，操作者使用所述显示装置5和操作装置6，对话式地操作本发明的X射线CT装置。在系统控制装置19中连接有本发明的主要部分、即扫描计划装置25，该扫描计划装置25用操作者使用所述操作装置6而输入的指示和从所述存储装置24读出的定位扫描图像，在扫描开始前预先决定摄影条件。艮P，从存储装置24读出的定位扫描图像在显示装置5上显示，操作者在所显示的被检测体定位扫描图像上，使用操作装置6指定CT图像重构装置(以下称作切片装置)的坐标，从而能设定切片位置，这里所设定的切片位置的信息在存储装置24中保存，并且为了设定X射线量控制条件等而使用。本发明的X射线CT装置在取得被检测体的CT图像的扫描之前，为了决定摄影条件，进行各种准备操作。该准备操作是摄影用于设定被检测体的摄影位置的定位扫描图像、分析由该摄影取得的定位扫描图像数据、基于它决定作为摄影条件的最佳的照射X射线条件等，这些是在系统控制装置19的控制下进行的。作为与该准备操作有关的主要的构成要素，在图1中的系统控制装置19、扫描计划装置25、操作装置6、显示装置5、X射线管8、X射线检测器11等中，尤其，定位扫描图像数据的分析、基于它的作为摄影条件的最佳的照射X射线条件的决定是连接在系统控制装置19上的扫描计划装置25的重要的功能(摄影条件决定单元)。在该准备操作中，首先为了取得定位扫描图像(为了建立扫描范围的计划，从一个方向透视而取得的图像)，操作装置6主要将X射线管电压(在X射线管8的阳极和阴极之间施加的电压)、X射线管电流(流到X射线管8的阳极和阴极之间流过的电流)的设定值等X射线条件向系统控制装置19输入。然后，使旋转板13不旋转地将搭载被检测体17的顶板4和旋转板13沿着被检测体17的体轴相对移动，并进行定位扫描图像的摄影，将定位扫描投影数据和定位扫描图像数据保存到存储装置24中。使用图像重构装置23的功能的一部分，对定位扫描投影数据进行通道方向和查看点方向的二维滤波处理，生成定位扫描图像数据。扫描计划装置25分析定位扫描投影数据，并将沿着被检测体的体轴的任意位置的推测截面作为例如具有与水等效的X射线吸收系数的椭圆截面进行模型化。该模型成为依存于沿着被检测体的体轴的位置(以下，记载为z位置)，椭圆截面的长轴长度和短轴长度变化的三维的模型(以下，记载为三维模型)。该被检测体的数据在存储装置24中保存。然后，扫描计划装置25根据从操作装置6输入的诊断对象尺寸、管电压和管电流设定值、X射线准直条件、扫描机每l旋转的时间(以下，称作扫描时间)、扫描计划装置25生成的被检测体三维模型的数据，计算在推荐的管电压和在该管电压下的扫描中按照被检测体截面形状的变化而随时间变化的一系列的管电流值即管电流的变化模式。具有所述功能的扫描计划装置25是本发明的重要的构成要素，且是通过它们决定扫描时的最佳的X射线条件的部分(X射线条件计算单元)。图5是用于决定所述最佳的X射线条件的扫描前进行的准备操作的一系列的动作流程图，以下，使用该动作流程图，详细说明决定X射线条件的工序。(1)定位扫描摄影(步骤S100)摄影被检测体17的定位扫描图像。摄影被检测体17的定位扫描图像的步骤与在扫描中摄影CT图像的步骤基本上相同。不使扫描机架1的旋转板13旋转，对被检测体17从一定方向例如被检测体17的背面方向照射X射线，由X射线检测器11检测透过被检测体17的X射线，并取入该检测数据，从而取得该定位扫描投影数据。用数据收集装置12收集了由X射线检测器11检测出的检测数据的定位扫描投影数据，从该数据收集装置12经由系统控制装置19发送给图像重构装置23，并用该图像重构装置23生成定位扫描图像，在显示装置5上进行显示。这时取得的定位扫描图像是从正面方向观察一定方向、例如从背面向正面透过的X射线的像的图像，所以该定位扫描图像在扫描时的被检测体17的切片位置(CT图像重构位置)的设定中利用。定位扫描投影数据不仅在定位扫描图像的生成中使用，还在作为本发明的特征的、扫描的最佳X射线照射摄影条件的决定中利用。(2)摄影条件的输入(步骤S110、S120、S130)操作者参照在显示装置5显示的定位扫描图像，从操作装置6输入作为摄影条件的顶板移动间距、扫描开始位置zs、扫描结束位置ze。这里，假定zs^ze，由于不失一般性，所以在以下设为zs^ze。使用这些输入数据，通过扫描计划装置25，决定被检测体17的CT图像摄影范围、切片位置z和X射线管8的相位角(旋转板13的相位角)P。这里，扫描幵始位置zs、扫描结束位置ze分别意味着由一系列的扫描取得的最初的CT图像的z位置、最后的CT图像的z位置。(3)其他摄影条件的输入(步骤S140)操作者从操作装置6输入作为摄影条件的标准管电压、标准管电流、扫描时间、x射线准直条件、重构滤波器函数的种类、视野尺寸、切片厚度、窗口条件等。(4)特定切片位置范围、诊断对象尺寸的输入(步骤S150)操作者从操作装置6输入特别关注的摄影范围的开始位置zss和结束位置zse、诊断对象(例如已被造影的肝细胞癌)的尺寸d—0。这里，zs^zss^zse^ze。当省略zss的输入时，自动设定zss二zs，当省略zse的输入时，自动设定zse二ze。此外，作为诊断对象的尺寸d—0，例如输入具有与诊断对象相等的面积的圆的直径(等效直径)。(5)定位扫描数据的分析和被检测体三维模型的生成(步骤S160、S170)用扫描计划装置25分析定位扫描投影数据，生成被检测体17的被检测体三维模型。该被检测体三维模型是将与z位置对应的被检测体17的各截面近似为具有与水等效的x射线吸收系数的椭圆截面，在专利文献1或特开2001-276040号公报中公开了该近似方法，所以这里省略其说明。(6)标准管电压、标准管电流的图像SD预测值的计算(步骤S180)使用了标准管电压xv—ref、标准管电流时间积(管电流值与扫描时间的积)i—ref时，计算在从扫描开始位置zs到扫描结束位置ze的范围内的任意的切片位置z取得的CT图像的图像SD值的预测值SD—ref(z，xv—ref，i—ref)(第一图像SD预测值计算单元)。关于该预测计算方法，也可以对各切片位置z的截面模型、标准管电压xv一ref、标准管电流时间积i—ref使用专利文献1或特开2001-276040号公报中公开的方法，所以这里省略说明。(7)特定切片位置范围的图像SD预测值的最大值和该切片位置的计算(步骤S190)求出在所述步骤S180预测的SD一ref(z，xv—ref，i—ref)的特定切片位置范围(zss■z芸zse)的最大值MAX—SD—ref、图像SD值成为MAX—SD—ref的切片位置(参照切片位置)z_MAXSD(图像SD预测值的最大值的切片位置计算单元)。27(8)可识别诊断对象的CNR的计算(步骤S200)从在步骤S150中输入的诊断对象尺寸d—o求出可识别诊断对象的CNR(对比度噪声比计算单元)。预先通过实验求出图6所示的诊断对象尺寸d与可识别的CNR的关系的函数CNR—det—flmc，根据以下表达式，求出可识别的对比度噪声比CNR一det。CNR—det=CNR一det一fiinc(d一o)(式1)这里，函数CNR一det一fbnc典型地表示如下。CNR—det—flinc(x)三aXx—b(式2)式中，a、b是实数，a>0，b>0。这时，(式2)也可由多项式来表现。这时，表示如下CNR—det—ftmc=a+bXx+cXx2+".nXxn(式2，)式中，a、b、c、n是实数。此外，诊断对象尺寸d一o与可识别的CNR的关系如表1所示，可以作为数据表在存储装置中保持。对操作者公开该数据表，且操作者能进行所希望的变更。这时，优选根据变更的数据，将离散的数据进行样条内插，从而自动生成最佳的近似曲线。[表l]诊断对象尺寸和可识别的CNR的数据表<table>tableseeoriginaldocumentpage28</column></row><table>(9)根据切片厚度和窗口条件，修正可识别的CNR(步骤S201S204)这里，根据在步骤S140设定的切片厚度和窗口条件的信息，修正由步骤S200计算出的可识别的CNR。具体而言，根据图7所示的步骤，进行修正处理。(9-1)步骤S201从切片厚度和诊断对象尺寸d，计算诊断对象有效直径d一eff。当将诊断对象作为球时，通过切片厚度变厚，球的外观上的尺寸看起来减小，所以，在此求出其有效的尺寸。典型地由以下的数学式表示。如果切片厚度为Sthick，j#o2-&躯'2+(o2sin-(Ste/"—o)SthickSd—o0時_2'叙"'"，_^;r'doSthick>d—o"時—4(9-2)步骤S202根据诊断对象的有效直径d—eff，对切片厚度引起的有效直径的变化给可识别的CNR带来的影响进行修正。如图8(a)所示，在表示可识别的CNR与诊断对象的尺寸(直径)的关系的曲线图中，诊断对象的尺寸从d_o变化为d_eff，可识别的CNR也变化，该时刻的修正后的可识别的CNR变为CNR—d—modul。(9-3)步骤S203对切片厚度、窗口条件(窗口宽度、窗口水平)给诊断对象的对比度带来的影响进行修正。这是因为当切片厚度、窗口条件变化时，诊断对象的外观上的对比度发生变化，有必要适当修正可识别的CNR。图8(b)表示窗口条件(窗口宽度、窗口水平W—cond)的变化与可识别对应的诊断对象的外观上的CNR的变化比率(CNR一app)的关系的概略图。就典型性而言，在(式2)和(式2，)中，将CNR_det—fUnc置换为CNR一app，将x置换为W一cond来进行表示。因此，当考虑到窗口条件时，如果修正后的可识别的CRN为CNR_d—modu2，就变为CNR一d—domu2=CNR—d—modulXCNR一app(9-4)步骤S204以上，根据步骤S201S203的步骤，能取得考虑了切片厚度、窗口条件的影响的修正后的可识别的CRN(CNR一d—modu2)。另外，所述步骤S201S204的可识别的CRN的修正在本实施例中不是必须的，但是通过进行考虑了切片厚度、窗口条件的修正，能进行更高精度的X射线条件的设定。以下，参照的可识别的对比度噪声比CNR一det包含上述的修正后的可识别的对比度噪声比。(10)用标准管电压应该实现的图像SD基准值的计算(步骤S210)从预先在存储装置24中存储的诊断对象的标准管电压xv—ref的假定对比度值C—o和在步骤S200中求出的CNR一det，通过以下表达式，求出用标准管电压应该实现的图像SD值的基准值、即SD—xv—ref(第一图像SD基准值计算单元)。SD—xv一ref=C一o/CNR—det(式3)(11)实现SD_xv—ref的管电流时间积i—ta(z—MAXSD)的计算(步骤S220)通过以下表达式，求出用于实现参照切片位置z一MAXSD的标准管电压xv一ref下的图像SD值、即SD一xv一ref的管电流时间积i一ta(z—MAXSD)(第一管电流时间积计算单元)。i一ta(z一MAXSD)=i一refX(MAX—SD一ref/SD—xv一ref)2(式4)(12)成为图像SDS上限值SD—ULIM的管电压xv—a和切片位置z一MAXSD的预测图像SD值SD_xv_a的计算(步骤S230)考虑识别对象以外的部分的图像质量，求出由(式4)计算的管电流时间积iJa(z一MAXSD)下的图像SD成为上限值SD—ULIM以下的管电压xv一a。图像SD的上限值SD—ULIM从操作装置预先输入适当的值。或者，以默认(default)在存储装置24中设定推荐的值。这里，已知在管电流恒定的基础上，与管电压无关，造影对象的CNR保持大致恒定，所以管电压的变更对造影对象的诊断不会带来影响。因此，管电压xv一a的计算使用图像SD值的预测功能，并使用根据实验数据求出的图9所示的切片位置z一MAXSD、管电流时间积i—ta(z一MAXSD)下的管电压与图像SD的关系，求出满足以下表达式的最低的管电压xv—a(计算第一管电压的单元)。SD一ULIM^SD—fbnc(xv一a)(式5)这时，在切片位置z一MAXSD预测的图像SD值设为SD一xv一a。另夕卜，管电压与图像SD的关系典型地表示为如以下表达式。SD一fimc(x)三cXx—g(式6)式中，c、g是实数，c>0，g>0。(13)管电压xv一a、管电流时间积i—ta(z—MAXSD)时的图像SD预测值的计算(步骤S240)通过图像SD预测功能，预测在各切片位置z使用了管电压xv—a、管电流时间积Ua(z一MAXSD)时取得的CT图像的图像SD值、SD一ref(z，xv_a，i—ta(z—MAXSD))(第二图像SD预测值计算单元)。(14)用于实现切片位置z的图像SD值SD—xv—a的管电流时间积i—r(z)的计算(步骤S250)通过以下表达式，求出在各切片位置z的管电压xv一a下，用于作为在切片位置z_MAXSD预测的图像SD值SD—xv—a的管电流时间积i一r(z)(第二管电流时间积计算单元)。i—r(z)=i—ta(z—MAXSD)X(SD—ref(z，xv一a,i一ta(z—MAXSD))/SD一xv一a)2这样求出的管电流时间积i—r(z)和管电压xv一a成为由扫描计划装置25计算的管电流时间积和管电压的推荐条件。(15)管电压、管电流与被照射线量、图像SD预测值的关系的显示(步骤S260)计算以所述推荐条件和此外的条件摄影时的被照射线量(CTDI)、图像SD值、诊断对象的可识别尺寸等预想值，并将它作为对操作者的选择分支进行显示。例如，针对以下的各个选择分支<1〉<3>，如图10所示，将管电压、平均管电流(管电流时间积除以扫描时间的值)、被照射线量(CTDI)、图像SD值、诊断对象的可识别尺寸等预想值进行显示(评价指标的预想值显示单元)，其中，明确表示选择分支<1>为推荐条件。另外，关于诊断对象的可识别尺寸，可使用(式1)中记载的函数CNR—det一flmc的反函数来进行计算。〈〉当使用管电压xv一a、管电流时间积i一r(z)时(推荐条件)〈2〉当使用标准管电压xv一ref、管电流时间积i一r(z)时(只将管电流最优化)〈3〉当使用标准管电压xv一ref、标准管电流时间积i一ref时(没有最优化)在所述<1>、<2>、<3>的选择分支中，<1>是管电压、管电流都最优化时，<2>是只最优化管电流，而管电压使用标准的值时，<3>是管电压、管电流都不最优化，而使用标准的摄影条件时。通过如上所述的显示，能很好地知道各自的优点和缺点，且操作者能考虑所述优点和缺点来选择摄影条件。通常，求出用于实现适合于识别作为本发明的目的的诊断对象的CNR的X射线条件，用该X射线条件扫描时，<1>最适合，但是根据读影像的医生等的判断，有时也选择<1>以外，即使在此时，关于结果取得的图像质量等预先表示好预测值也会成为判断的一个帮助。(16)摄影条件的选择(步骤S270)操作者从所述步骤S260中表示的选择分支选择最适合的条件。所述条件的选择，例如在显示装置5显示图10所示的条件，并用操作装置6的输入装置例如鼠标进行点击，从所述显示的条件中选择使用的条件(X射线条件选择单元)。如上所述，能决定实现适合于识别诊断对象的CNR的摄影条件。另外，为了能以最小限度的被照射线量来识别诊断对象，<1>最适合，但是当即使被照射线量增大一些，也想生成比图像SD值更小的图像时，选择<2>，或者当认为用经验上习惯的标准条件进行扫描为最合适时，选择<3>。可是，考虑〈〉无法实现CNR的情形，所以显示的可识别的尺寸变得比输入的诊断对象尺寸更大时，可以重新选择<1>或<2>。在实际决定摄影条件时，有时根据读影像的医生的经验等来决定，所以考虑这一点，如上所述，考虑到可根据使用目的来选择摄影条件，从而能成为更灵活的系统。如上述那样决定的摄影条件在存储装置24中保存，在扫描时，根据被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次读出，经由X射线控制装置7对扫描中的摄影条件(管电压、管电流)进行控制。通过用处理器、计算机、存储器、存储装置、寄存器、定时控制、中断、通信接口、输入/输出信号接口等的组合，按照计算机程序来动作的结构，能将执行所述功能和处理的系统控制装置19、扫描计划装置25、操作装置6等装置具体化。以上，参照实施例说明了本发明，但是本发明并不局限于所述实施例，在不脱离本发明的宗旨的范围内，当然能进行各种变更。如上所述，本发明的X射线CT装置具有通过扫描计划装置25，从被检测体17的定位扫描投影数据生成被检测体17的三维模型的定位扫描分析和被检测体三维模型生成功能；从诊断对象的尺寸计算诊断所必要的CNR，并从被检测体17的三维模型计算被检测体的摄影部位所对应的合适的摄影条件来进行设定的最佳摄影条件设定功能。因此，能易于提供用于取得适当图像质量的被检测体图像的X射线CT装置。下面，使用图11以后的附图，说明其他优选的5个实施例。另外，为了将所述其他理想的5个实施例与根据图5的动作流程说明的实施例进行区别，所述图5作为实施例1，其他优选的5个实施例按照说明顺序，作为实施例2、实施例3、实施例4、实施例5、实施例6。《实施例2》图11是用于实施例2的决定所述最佳的X射线条件的扫描前进行的准备动作的一系列的动作流程图，以下，使用该动作流程图详细说明决定X射线条件的步骤。本实施例与实施例1的主要不同点在于，(a)在计算可识别的CNR时，除了诊断对象的尺寸，还使用真阳性率和伪阳性率；(b)使用预先求出的图像SD和管电流时间积mAs的关系，来求出实现可识别的CNR的管电流时间积mAs;与管电压无关而使管电流时间积mAs大致恒定地修正所求出的管电流时间积mAs。通过釆用(a)，根据考虑了读影像的医生的读影像能力的可识别的CNR，能计算推荐摄影条件。(1)定位扫描摄影(步骤S300)摄影被检测体17的定位扫描图像。该定位扫描图像的摄影与实施例1同样，所以省略其细节。(2)扫描区域的设定、摄影条件的输入(步骤S301)该处理与实施例1的步骤SllO、S120、S130以及S140相同，操作者参照定位扫描图像，从操作装置6设定包含诊断对象的摄影区域(扫描开始位置zs、扫描结束位置ze)。这里，作为切片位置的摄影条件，输入切片厚度、顶板移动间距、扫描时间、标准管电压、标准管电流、X射线准直条件、重构滤波器函数的种类、视野尺寸、窗口条件等。(3)定位扫描数据分析(步骤S302)和被检测体三维模型生成(步骤S303)与实施例1的S160、S170同样，用扫描计划装置25对定位扫描投影数据进行分析，生成被检测体17的被检测体三维模型。(4)诊断对象尺寸d—o和TPF、FPF的输入(步骤S304)从操作装置6的输入装置输入成为诊断对象的部分的尺寸(例如已被造影的肝细胞癌)do来进行设定。而且，从操作装置6的输入装置，操作者输入成为诊断时的目标的真阳性率(诊断对象中存在的疾病判断为正确的概率TruePositiveFraction,以下记载为"TPF")和伪阳性率(尽管在诊断对象中不存在，误判断为存在的概率FalsePositiveFraction,以下记载为"FPF")来进行设定(真阳性率和伪阳性率设定单元)。诊断对象的尺寸设为具有例如与诊断对象相等的面积的圆的直径r(圆等效直径)。(5)诊断对象的可识别的CNR—det的计算(步骤S305)从操作者在步骤S304输入的诊断对象的尺寸d—o，求出可识别的CNR一det(对比度噪声比计算单元)。使用图12所示的诊断对象尺寸d一o与可识别的CNR的关系图(诊断对象尺寸与可识别的对比度噪声比的关系)、图13(a)所示的FPF与TPF的关系图(真阳性率与伪阳性率的关系)以及图13(b)所示的可识别的CNR与FPF的关系图(可识别的对比度噪声比与伪阳性率的关系)来计算可识别的CNR—det。首先，为了取得图12所示的诊断对象尺寸d一o与可识别的CNR的关系，例如操作者有必要输入FPF、FPF、d—o等来求出后面描述的图13(a)所示的入FPF与FPF的关系以及图13(b)所示的可识别的CNR与FPF的关系。图13(a)所示的表示FPF与FPF的关系的ROC曲线(receiveroperatingcharacteristiccurve)关于按各诊断对象使CNR变化的情况，使用CNR已知的图像，预先进行ROC分析来计算，并将其结果存储到存储装置24中。然后，在图13(a)的ROC曲线上，当操作者在步骤S304中输入的TPF的值是T时，例如从d—o=r、.CNR=a的ROC曲线上，用扫描计划装置25计算TPF=T所对应的FPF=F。同样，用不同的各CNR的ROC曲线，求出对应于TPF-T的FPF，并生成图13(b)所示的CNR-FPF曲线。然后，在CNR-FPF曲线上，例如FPF=F1的CNR—det作为诊断对象尺寸r的可识别的CNR来进行计算(参照图12)。CNR-FPF曲线在操作者输入TPF的时刻，以各种诊断对象尺寸生成，并存储到存储装置24中。这里，通过决定FPF的值，生成图12所示的各种诊断对象尺寸d_o与可识别的CNR的关系图。根据图12的关系图，操作者输入与该检查对应的诊断对象尺寸d—o，从而能计算与该诊断对象尺寸d一o对应的可识别的CNR一det。另外，在存储装置24中存储的各CNR的ROC曲线也能根据读影像者而改变。根据读影像者而改变时，既可以将用于进行ROC分析的数据组存储到存储装置24中，也可以使用操作者已准备的数据。此外，在步骤S304，也可以省略TPF或FPF的输入，而作为默认值，例如在存储装置24中预先存储TPF=0.95、FPF=0.05的值。此外，也能省略诊断对象尺寸d—o的输入。这时，按照诊断对象部位或摄影部位，例如如果是肝脏区域，就将d—o=10mm的值在存储装置24预先存储，并可根据读影像者进行改变。另外，诊断对象尺寸d—o与可识别的CNR的关系典型地与所述(式2)相同。这里，当预先决定了读影像的医生时，在步骤S304之前调用存储装置24中存储的数据组，并使用读影像的医生的ROC分析结果和(式2)，求出从读影像的医生设定的诊断对象尺寸导出的可识别的CNR。其结果，使计算出的(式2)的曲线与读影像的医生的读影像能力完全一致，从而使更合适的可识别的CNR的设定成为可能。该方法的可识别的CNR的设定在以下的实施例(实施例3、实施例4和实施例5)中也能同样适用。此外，如上所述，在步骤S305中计算的可识别的CNR与实施例1的步骤S201S204(图7)同样，也可以考虑在步骤S301中输入的切片厚度和窗口条件来迸行修正。(6)生成的三维模型的同一摄影条件下的图像SD成为最大的切片位置z_MAXSD2的计算(步骤S306)根据在步骤S303中生成的被检测体17的三维模型，对扫描范围内的同一摄影条件下的图像SD成为最大的参照切片位置z一MAXSD2进行计算(切片位置计算单元)。通过分析定位扫描的投影高度(对应于各切片的X射线衰减量，如果投影高度大，就意味着X射线衰减量大，且图像SD变大)来计算该z一MAXSD2。(7)由假定对比度值和CNR—det，进行在参照切片位置z一MAXSD2的图像SD(z—MAXSD2)的计算(步骤S307)在该工序中，由考虑了摄影部位和被检测体的尺寸的假定对比度值C一d、在步骤S305中计算的CNR—det，通过以下的(式7)，在计算参照切片位置z一MAXSD2的图像SD、即SD(z一MAXSD2)(图像噪声标准偏差值计算单元)。SD(z—MAXSD2)=C一d/CNR一det(式7)所述假定对比度值C一d，例如如果假定肝脏区域的造影，就意味着作为诊断对象的肝细胞癌与肝实质的CT值差的绝对值。这里，肝脏的假定对比度值与对患者投放的造影剂浓度成比例而增大。此外，被检测体尺寸越大，假定对比度值越小。图14是表示在标准管电压xv一ref下，成人的平均被检测体尺寸设为Pat一ave，且用该Pat—ave进行了标准化的被检测体尺寸所对应的假定对比度值的示意图。意味着当根据定位扫描分析数据，能计算出z一MAXSD2的被检测体尺寸为Pat一R时，标准化假定对比度值是c(R)。实际的假定对比度值AHU—ref的计算、例如为(式8)所示。△HU—ref=(HU一dia/HU—init)Xc(R)(式8)式中，HU一init表示在计算标准化造影效果时使用的造影剂浓度，HU—dia表示实际在临床中使用的造影剂浓度。在所述式7的假定造影效果C一d中使用该AHU一ref。按照诊断对象部位或摄影部位、被检测体的体格等，所述假定对比度值预先存储到存储装置24中。(8)在参照切片位置z一MAXSD2的被检测体尺寸L下满足SD(z—MAXSD2)的mAs(z—MAXSD2)的计算(步骤S308)由图15所示的被检测体尺寸L的图像SD与管电流时间积mAs的关系，对图像SD=SD(z—MAXSD2)所对应的管电流时间积mAs(z_MAXSD2)进行计算(管电流时间积计算单元)。这里，图像SD-管电流时间积mAs曲线的管电压条件、例如设为20kV(以后，为标准管电压xv—ref)0图15的图像SD与管电流时间积mAs的关系图使用预先按各被检测体尺寸存储在存储装置24中的数据。关系图的生成所需要的数据，例如采用由所使用的X射线CT装置用各种尺寸的充水体模(waterphantom)摄影而取得的数据或根据仿真数据而生成的数据。(9)根据在mAs(z—MAXSD2)的条件下的被检测体尺寸L的管电压与标准化CNR的关系，进行用于使CNR与管电压无关地成为恒定的mAs修正系数的计算和mAs的修正(步骤S309)。在步骤S308中计算出的管电流时间积mAs(z_MAXSD2)的条件下，根据图16所示的被检测体尺寸L的管电压与标准化CNR的关系图，计算用于使CNR与管电压无关地成为恒定的mAs修正系数X(管电流时间积修正系数计算单元)。这是因为如图16中实线的曲线图所示，考虑到伴随着管电压减小，CNR处于减少的倾向。例如，当管电压为b(标准管电压xv一ref)时，若标准化CNR设为c(b)，则mAs修正系数人(b)和修正后的mAs值、即mAs—corr(b)由以下的(式9)来计算(管电流时间积修正单元)。mAs一匿(b),b)XmAs(z—MAXSD2)(式9)式中，人(b"1/c(b)2在所述图16的管电压与标准化CNR的关系图的生成中所使用的数据优选是由使用的X射线CT装置，用各种尺寸的充水体模摄影而取得的数据，但是也可以使用根据仿真数据而生成的数据。(10)修正后mAs的最佳管电压、被照射线量、X射线管电功率的计算(步骤S310)38在使用的X射线CT装置或仿真中从各种条件计算出的被照射线量、X射线管电功率的基础数据预先存储在存储装置24中，并用在步骤S309中计算出的各管电压的修正后管电流时间积mAs—corr，计算在z一MAXSD2的切片位置的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。这时的管电压、被照射线量、X射线管电功率的关系成为图17所示的那样，管电压的最佳值即kV一opt是在X射线管电功率kW成为kW^kW一max(额定X射线管电功率)的条件下，被照射线量成为最小的最佳管电压(管电压计算单元)。所述图17根据通过使用的X射线CT装置或仿真来计算出的充水体模尺寸、各管电压的被照射线量(单位是mGy/mAs，所以如果计算出mAs，就求出被照射线量)，按各管电压将根据该摄影条件而计算出的修正后的管电流mAs—corr乘以所述mAs值，从而能生成管电压与被照射线量的关系，并按各管电压进行管电压X管电流，从而能计算X射线管电功率。通过它们的使用，能生成管电压与X射线管电功率的关系。计算所述X射线管电功率是为了检查所计算出的X射线条件是否在X射线CT装置的使用范围内，和为了知道在该摄影条件下，摄影等待时间为多少。此外，被照射线量(例如CTDIw)按照由IEC推荐的测定法CTDIw的国际基准进行测定，并"将在扫描范围内变动的mAs值的平均作为以每单位质量由放射线吸收的能量换算为CTDIw"而求出。(11)满足其他切片面z的CNR—det的mAs值的计算和图像SD、推荐管电压、被照射线量等的摄影信息显示(步骤S311)在步骤S310中求出的最佳管电压kV一opt的条件下，根据各被摄体尺寸L(z)的图16所示的管电压-标准化CNR曲线，由(式9)，计算在其他切片面z满足CNR—det的mAs值即mAs(z)，并计算xv—叩t、mAs(z)的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。然后，在显示装置5上显示由以上求出的诊断对象的假定对比度值、对比度噪声比、图像SD、诊断对象的可识别尺寸d_o、被照射线量(CTDIw)、最佳管电压、平均管电流(mAs值除以扫描时间的值)、X射线管电功率(kW)等摄影信息。图18表示这些显示的一个例子。在该例子中，显示由所述步骤最优化后的推荐摄影条件、不最优化时的摄影条件，来向操作者进行表示。这样，通过并列显示最优化后的推荐摄影条件和沿袭不最优化的以往的摄影条件的情形，能明确提示与根据本实施例进行了最优化的x射线推荐条件的差异。如上所述，能决定可实现适合于识别诊断对象的CNR的摄影条件。这样决定的摄影条件存储到存储装置24中，一边在扫描时按照被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调用，一边按照与各切片位置对应而计算的mAs值，由X射线控制装置7使用mAs值除以扫描时间的管电流来进行扫描。《实施例3》图19是用于决定实施例3的所述最佳的X射线条件的扫描前所进行的准备动作的一系列的动作流程图，以下，使用该动作流程图详细说明决定X射线条件的工序。本实施例不是如实施例2那样，从诊断对象尺寸与CNR的关系求出CNR后，再从CNR求出参照切片位置的SD，其不同点在于，操作者设定作为目标的目标SD，从诊断对象尺寸与CNR的关系计算可识别的诊断对象尺寸。本实施例具有通过从以往就使用的、输入图像SD来设定摄影条件的方式同样的输入而能设定基于CNR的摄影条件的优点。(1)定位扫描摄影(S400)、扫描区域设定、摄影条件输入(S401)、定位扫描数据分析(S402)和被检测体的三维模型的生成(S403)的处理与所述实施例2的步骤S300步骤S303的处理相同，所以省略各工序的说明。(2)三维模型的同一摄影条件下的图像SD成为最大的切片位置z—MAXSD3的计算(步骤S404)根据在步骤S403中生成的被检测体17的三维模型，对扫描范围内的同一摄影条件下的图像SD成为最大的切片位置z—MAXSD3进行计算(切片位置计算单元)。通过分析定位扫描的投影高度(对应于各切片的X射线衰减量，如果投影高度大，就意味着X射线衰减量大，且图像SD变大)，计算出该z_MAXSD3。这与实施例2相同。(3)目标的图像噪声标准偏差值SD—dem的输入(步骤S405)从操作装置6的输入单元输入操作者要求的图像SD即SD一dem(目标图像SD)来进行设定(目标图像噪声标准偏差值设定单元)。在扫描时，根据所述SD—dem，由X射线控制装置7来控制X射线量，一般在全部切片位置能实现SD一dem。(4)根据z一MAXSD3的假定对比度值，进行可识别的诊断对象尺寸d的计算(步骤S406)在该工序中，从考虑了摄影部位和被检测体的尺寸的假定对比度值和在步骤S405中输入的SD一dem，计算出可识别的CNR，并从表示可识别的CNR与诊断对象尺寸的关系的(式2)的概念，逆运算在诊断中可识别的对象物的尺寸d(诊断对象尺寸计算单元)，在显示装置5上进行显示。假定对比度值与实施例2的步骤S307中说明的相同，并按照诊断对象部位或摄影部位、被检测者的体格，预先存储到存储装置24中。显示的对象物的尺寸d,例如可以考虑将在同一摄影条件下图像SD成为最大的切片位置z一MAXSD3作为基准。根据CNR的定义和(式2)，如果将z—MAXSD3的假定对比度值设为C一z一MAXSD3，则以下的(式10)成立(假定对比度值计算单元)。「数学式21<formula>formulaseeoriginaldocumentpage41</formula>(式IO)图20示意地表示所述(式IO)。在图20中，SD一ent表示操作者输入的图像SD值，SD—dem表示实际输入的值。操作者在显示装置5上所显示的图20的曲线图上，也能使用鼠标，可视地输入SD一dem。这时，诊断对象尺寸与图像SD的关系变得明确，所以能更简便地设定SD一dem。此外，假定对比度值或SD一dem既可以将按摄影部位或各诊断对象预先存储在存储装置24中的值作为默认使用，也可以操作者自身从操作装置6的输入单元进行输入。该输入的假定对比度值被反映到(式IO)。(5)计算出的可识别的诊断对象尺寸d的妥当性的判断(步骤S407)在该工序中，操作者从诊断部位或疾病的程度等，判断在所述步骤S406中显示的可识别的尺寸d(具有与诊断对象相等的面积的圆的直径r)是否合适(诊断对象尺寸判别单元)。，判断为合适时，进入步骤S408，判断为不合适时，操作者一边调整图像SD(图像噪声标准偏差值调整单元)，一边进行步骤S405和步骤S406的工序。步骤S408以后的步骤除了作为基准的SD是目标SD值即SD一dem之外，与实施例2相同。(6)在z—MAXD3的被摄体尺寸L下，满足SD一dem的mAs(SD一dem)的计算(步骤S408)在该工序中，对在切片位置z—MAXD3的被检测体尺寸L的图15所示的图像SD-管电流时间积mAs曲线上满足SD—dem的管电流时间积、即mAs(SD—dem)进行计算(管电流时间积计算单元)。这时的管电压条件是标准管电压xv—ref。(7)根据被检测体尺寸L、mAs(SD—dem)的管电压与CNR的关系，进行用于使CNR与管电压无关地成为恒定的mAs修正系数的计算和mAs的修正(步骤S409)在被检测体尺寸L、mAs(SD—dem)，由图16所示的管电压和标准化CNR曲线，计算出用于使CNR与管电压无关地成为恒定的mAs修正系数(管电流时间积修正系数计算单元)。更具体而言，在所述步骤S408中计算出的mAs(SD—dem)的条件下，根据被检测体尺寸L的管电压-标准化CNR曲线，由(式9)计算出用于使CNR与管电压无关地成为恒定的mAs修正系数入。然后，根据mAs修正系数，修正mAs(SD—dem)，计算出修正后的mAs(管电流时间积修正单元)。(8)修正后mAs下的最佳管电压、被照射线量、X射线管电功率的计算(步骤S410)在由步骤S409计算出的各管电压的修正后mAs下，计算出z一MAXD3的切片位置的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。计算方法与实施例2的步骤S310相同。此外，管电压的最佳值kV—叩t是在X射线管电功率kW成为kW^kW—max的条件下将被照射线量变为最小的管电压(管电压计算单元)。(9)其他切片面z的满足SD—dem的mAs值的计算和图像SD、推荐管电压、被照射线量等的显示(步骤S411)在步骤S410中求出的最佳管电压kV—opt的条件下，根据图16所示的各被摄体尺寸L(z)的管电压-标准化CNR曲线，由(式9)，计算出其他切片面z的满足SD_dem的mAs值即mAs(z)，并计算出kV—opt、mAs(z)的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。然后，在显示装置5上显示由以上求出的诊断对象的假定对比度值、对比度噪声比、图像SD、诊断对象的可识别尺寸d、被照射线量(CTDIw)、X射线管电功率(kW)等摄影条件信息。在该显示中，与实施例2的显示例(图18)同样，并列显示通过本实施例最优化后的推荐摄影条件和沿袭不最优化的以往的摄影条件的情形来向操作者进行表示，从而能明确提示与根据本实施例进行了最优化的X射线推荐条件的差异。根据实施例3，能决定实现适合于识别诊断对象的CNR的摄影条件。此外，对于习惯于如以往所使用的自动曝光机构那样的输入图像SD的方式的操作者，在应用本实施例时，可几乎没有障碍且简便地决定摄影条件。这样决定的摄影条件被存储在存储装置24中，一边在扫描时，按照被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调用，一边按照对应于各切片位置而计算出的mAs值，由X射线控制装置7控制mAs值除以扫描时间的管电流来进行扫描。《实施例4》图21是用于实施例4的决定所述最佳的X射线条件的扫描前所进行的准备动作的一系列的动作流程图，以下，使用该动作流程图详细说明决定X射线条件的步骤。在实施例13中，最初，在特定切片范围中SD值成为最大的切片位置(参照切片位置)，计算出管电压和管电流(或者管电流时间积)，但是在本实施例中，不是将SD值成为最大的切片位置作为基准，与所述实施例不同点在于，由操作者指定所希望的切片位置。因此，在本实施例中，根据计算出的CNR是否能适用于全部切片，而使处理不同。(1)定位扫描摄影(S500)、扫描区域设定、摄影条件输入(S501)、定位扫描数据分析(S502)和被检测体的三维模型的生成(S503)的处理与所述实施例2的步骤S300步骤S303的处理以及实施例3的步骤S400步骤S403的处理相同，所以省略各工序的说明。(2)切片位置z—def的指定(步骤S504)、FPF、诊断对象尺寸d—o的输入(步骤S505)在这些工序中，操作者指定所希望的切片位置z一def(所希望切片位置指定单元)，并输入FPF、诊断对象尺寸d—o来进行设定(伪阳性率设定单元、诊断对象尺寸设定单元)。切片位置可以指定截面，或者可以用体积指定。(3)根据假定对比度值和所希望切片位置z—def的图像SD(z—def)，进行可识别诊断对象的CNR—d的计算(步骤S506)在考虑了摄影部位和被检测体的尺寸的假定对比度值和在步骤S504中指定的所希望切片位置z一def，根据在步骤S503中计算出的被检测体的三维模型，利用图像SD预测功能，求出所希望切片位置z一def的图像噪声标准偏差值SD(z—def)(所希望切片位置图像噪声标准偏差值预测单元)。该SD(z一def)采用例如由所使用的X射线CT装置摄影各种尺寸的充水体模来分析图像SD的数据、或者根据仿真数据生成的数据。这些数据存储在存储装置24中，并在切片位置z_def构筑被检测体的三维模型，将该数据与存储装置24中存储的数据进行比较，从而预测图像SD。根据以下的表达式(式11)，能计算出如此预测的图像SD(z—def)和在所指定的切片位置z_def的诊断对象区域可识别的对比度噪声比CNR一d(第三对比度噪声比计算单元)。CNR—d=假定对比度值/SD(z—def)(式11)(4)所希望切片位置zdef的图像SD(zdef)是否在装置的界限性能范围内的判断(步骤S507)在该工序中，判断用所使用的X射线CT装置能否实现步骤S506中计算出的被检测体的三维模型上的图像SD(z一def)(图像噪声标准偏差值预测值实现性判断单元)。其中可以使用计算出的被检测体的三维模型条件下的图15的图像SD与管电流时间积mAs的关系。关于满足SD(z_def)的mAs，利用软件参照X射线CT装置的配置文件(configfile)，判断是否在X射线CT装置的界限性能范围内。另外，配置文件是记载各种摄影条件的组合、作为CT系统的动作条件等的参数设定文件。在该判断中，当能用X射线CT装置实现时，转移到步骤S508，当不能实现时，操作者一边变更参数，一边重复步骤S505S508的步骤(伪阳性率和诊断对象尺寸调整单元)。(5)是否能将CNR一d适用于全部切片位置的判断(步骤S508)进而，判断步骤S506中计算出的CNR一d是否能适用于步骤S501中设定的扫描区域全部区域(对比度噪声比判断单元)。当能适用于全部切片位置时，转移到步骤S509，当不能适用时，转移到步骤S510。(6)mAs修正系数的计算、最佳管电压kV—opt、修正后的mAs的计算和摄影条件的显示(步骤S509)该步骤与实施例2的步骤S308S311同样。可是，实施例的标记z—MAXSD2、SD(z—MAXSD2分别置换为z—def、SD(z—def)(管电流时间积计算单元、管电流时间积修正系数计算单元、管电流时间积修正单元、管电压计算单元)。这里，根据与切片位置对应的被检测体尺寸(直径r)，预想用于实现CNR—d的mAs值将超过X射线CT装置的界限性能范围，但是这时，尽可能靠近CNR—d地修正，以装置允许性能范围内的界限值来进行扫描。这时，如图22中用"〇"所示，也可以在显示装置5上向操作者强调显示无法实现CNR—d的切片位置来进行明示。此外，在操作者指定的重点切片位置以外，如图22中表示为"输出装置界限"所示，也能不要求装置界限性能。在本实施例中，构成为设置用于表示与该切片位置对应的位置的单选按钮(radiobutton),并能检查进行装置界限输出摄影的切片位置，但是用鼠标点击切片位置的方法等的实现方法并不局限于这里所表示的方法。通过使用所述的方法，操作者可根据所显示的图像来确认不确保CNR一d的切片位置，并且根据切片位置，设为不要求装置界限性能的设定，从而能抑制不必要的被照射，使进一步的被照射的减少成为可能。(7)在全部切片位置能否适用SD(z—def)的判断(步骤S510)该工序在步骤S508中，当判断在步骤S506中计算出的CNR一d不能适用于扫描区域全部区域时，则进一步根据该检査内容和诊断区域，判断SD(z一def)在全部切片位置是否满足(全部切片位置适用判断单元)。在该步骤S510(全部切片位置适用判断单元)中，当判断在全部切片位置满足SD(z一ref)时，转移到步骤S511转移，当判断在全部切片位置不能适用SD(z一ref)时，转移到步骤S514转移。(8)满足SD—def的mAs(z)的计算(步骤S511)与切片位置无关地进行满足图像SD—def的摄影条件的控制，并按每个被检测体尺寸L(z)使用图像SD预测功能，使用图15计算出成为SD一def的mAs(z)(第二管电流时间积计算单元)。图15是z一MAXSD2的检测体尺寸L的图像SD-管电流时间积mAs曲线，所以能从与切片位置对应的各被检测体尺寸L(z)的曲线计算出mAs(z)。该方法可将图像SD与所指定的切片位置保持同等，所以在MPR(multiplanarreconstruction、多截面重构法)的图像生成中成为有效的方法。(9)用最佳管电压xv—opt进行在每个切片位置满足SD一def的mAs(z)的条件下的被照射线量、X射线管电功率的计算(步骤S512)在该工序中，将被检测体的诊断对象尺寸L(z)与所述指定的切片位置z—def的被检测体尺寸L(z—def)进行比较(被检测体尺寸比较单元)，而后进行以下的处理。首先，当L(z)(z—def)时，进行与步骤S509同样的处理(第三管电流时间积计算单元、管电流时间积修正系数计算单元、管电流时间46积修正单元、管电压计算单元)。另一方面，当L(z)>L(z_def)时，使用由L(z)SL(z—def)计算出的最佳管电压kV—叩t，按每个切片位置z计算出mAs(z)的条件下的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。所述L(z)>L(z—def)时的mAs(z)从所述最佳管电压xv—opt的图15所示的图像SD-管电流时间积mAs曲线计算出满足SD_def的mAs值，并与L(z)(z_def)时同样地计算用于修正所述计算出的mAs值的系数，而修正所述mAs值。这时的管电压的最佳值在X射线管电功率成为kW芸kW—ref(X射线管电功率的基准值)的条件下，是被照射线量成为最小的最佳管电压(管电压计算单元)。此外，根据被检测体的诊断对象尺寸L(z)，预想产生满足SD—def的mAs值超过X射线CT装置的界限性能的切片位置。这时，尽可能靠近SD—def地调整摄影参数，用X射线CT装置的界限性能进行扫描。然后，对于操作者，如图22所示，在显示装置5上强调显示无法实现SD一def的切片位置，来向操作者进行明示。此外，在操作者指定的重点切片位置以外，也能不要求X射线CT装置的界限性能。在本实施例中，设置用于表示与该切片位置对应的位置的单选按钮，并代替能检查进行装置界限输出摄影的切片位置的结构，而用鼠标点击切片位置的方法等，该实现方法并不局限于这里表示的方法。通过使用以上的方法，操作者从显示的图像能预先确认不确保SD一def的位置，并且根据切片位置，设为不要求X射线CT装置的界限性能的设定，从而能抑制不必要的被照射，使进一步的被照射的减少成为可能。(10)图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等的信息显示(步骤S513)在显示装置5上显示由所述步骤S512决定的管电压、管电流(mAs除以扫描时间的平均管电流)图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等的信息后，开始摄影。(11)使用图像SD预测功能，计算在z—def下满足SD(z_def)的mAs(z—def)(步骤S514)在步骤S514，当判断SD(z—def)不适用于全部切片时，则在切片位置z—def用满足CNR—d的管电流时间积mAs(z一def)进行切片位置的摄影。使用被捡测体尺寸L(z_def)的图像SD预测功能，计算mAs(z—def)(第四管电流时间积计算单元)。该方法在全部切片位置能使用同一mAs，所以具有使管电流控制变得非常简便的优点。(12)用mAs(z—def)，在能使用的管电压的全部中计算出每个切片位置的被照射线量、X射线管电功率(步骤S515)。使用在步骤S514中计算出的管电流时间积mAs(z一def)，在能使用的管电压的全部中计算出切片位置z—def的被照射线量(例如CTDIw)和X射线管电功率(指定切片位置的被照射线量和X射线管电功率计算单元)。这时的管电压的最佳值kV一opt是在X射线管电功率kW成为kW^kW一max的条件下，使被照射线量成为最小的管电压(管电压计算单元)。(13)图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等的信息显示(步骤S516)在显示装置5上显示由步骤S515决定的管电压、管电流(mAs除以扫描时间的平均管电流)图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等的信息后，开始摄影。在所述中，当向步骤S511和步骤S514转移时，根据该检查内容和诊断区域，判断SD(z—def)是否在全部切片位置满足，但是也可以不经过步骤S510，而实施步骤S511和步骤S514，并显示在步骤S513和步骤S516中决定的图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等的信息后，操作者选择认为最适合于该检查的摄影条件。根据实施例4，通过操作者指定所希望的诊断区域，能决定可实现适合于识别诊断对象的CNR的摄影条件，并使与所述实施例3几乎同程度的被照射的减少成为可能。这样决定的摄影条件存储在存储装置24中，一边在扫描时，按照被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调用，一边按照与各切片位置对应地计算出的mAs值，由X射线控制装置7，控制mAs值除以扫描时间的平均管电流来进行扫描。《实施例5》图23是用于实施例5的决定所述最佳的X射线条件的扫描前所进行的准备动作的一系列的动作流程图，以下，使用该动作流程图详细说明决定X射线条件的工序。本实施例能设定多个关心区域，对每个关心区域计算推荐摄影条件。此外与实施例l几乎相同。(1)定位扫描摄影(S600)、本扫描区域设定、摄影条件输入(S601)、定位扫描数据分析(S602)和被检测体的三维模型的生成(S603)的处理与所述实施例2的步骤S300步骤S303的处理、实施例3的步骤S400步骤S403的处理以及实施例4的步骤S500步骤S503的处理同样，所以省略各工序的说明。(2)关心区域的多个设定(步骤S604)在所述步骤S601中设定的本扫描区域内，操作者改变条件，设定多个想要摄影的关心区域(多个关心区域设定单元)。在以下的说明中，将所设定的多个区域编号设为n。(3)在各区域输入FPF(n)、诊断对象尺寸d—0(步骤S605)操作者在设定的各区域输入成为诊断时的目标FPF(n)、成为诊断对象的部分的尺寸(例如已被造影的肝细胞癌)d一0(诊断对象尺寸设定单元、多个伪阳性率设定单元)。所述诊断对象尺寸d一O是具有与诊断对象相等的面积的圆的直径r(圆等效直径)。图24是当关心区域为2个时的示意图，例如设定肺叶区域作为关心区域1(RegionofInterest1:ROI1)，设定肝脏区域作为关心区域2(RegionofInterest2:ROI2)，且是各区域的诊断对象尺寸为d_0(1)、d_0(2)的情形。(4)按设定的每个关心区域，计算诊断对象可识别的CNR—d(n)(步骤S606)49根据在所述步骤S605中操作者输入的诊断对象的尺寸，计算应该实现的CNR—d(n)(第四对比度噪声比计算单元)。在应该实现的CNR的计算中，与实施例2同样，使用图12和图13所示的可识别的CNR与诊断对象尺寸的关系、FPF与TPF的关系图以及可识别的CNR与FPF的关系图。与实施例1同样，根据切片厚度和窗口条件来修正可识别的CNR。(5)在被检测体三维模型中设定的每个关心区域中图像SD成为最大的切片位置z一ref(n)的计算(步骤S607)由在步骤S603中生成的被检测体三维模型，计算在所述步骤S604中所设定的每个关心区域(ROI)中，同一摄影条件下的图像SD成为最大的切片位置z一ref(n)(切片位置计算单元)。(6)由假定对比度值和CNR—d(n)，进行切片位置z一ref(n)的图像SD(z_ref(n))的计算(步骤S608)在该工序中，由考虑了摄影部位和被检测体尺寸等的假定对比度值而在步骤S606中计算出的CNR—d(n)，来计算在步骤S607中求出的切片位置zjef(n)的图像SD(z—ref(n))(图像噪声标准偏差值计算单元)。(7)计算满足切片位置z—ref(n)的被检测体尺寸L(z—ref(n))的SD(z—ref(n))的mAs(z—ref(n))(步骤S609)在该工序中，在图15所示的图像SD-管电流时间积mAs曲线上计算满足z—ref(n)的被检测体尺寸L(zjef(n))的SD(z—ref(n))的mAs(z_ref(n))(管电流时间积计算单元)。图像SD-管电流时间积mAs曲线的管电压条件设为例如120kV(以后，标准管电压xvjef)。(8)在被检测体尺寸L(z—ref(n))禾QmAs(z—ref(n))的条件下，用于使CNR与管电压无关地成为大致恒定的mAs修正系数的计算和mAs的修正(步骤S610)在步骤S609中计算出的mAs(z—ref(n))的条件下，根据被检测体尺寸L(z—ref(n))的图16所示的管电压-标准化CNR曲线，计算用于使CNR与管电压无关地成为大致恒定的mAs修正系数(管电流时间积修正系数计算单元)。该mAs修正系数的计算方法与实施例2相同。使用mAs修正系数，根据所述(式9)，修正所述计算出的mAs(z—ref(n))(管电流时间积修正单元)。以下，将该修正后mAs记作mAs_corr(n)0(9)用修正后mAs一corr(n)，进行z—ref(n)的切片位置的被照射线量、X射线管电功率的计算(步骤S611)用在步骤S610中计算出的各管电压的修正后管电流时间积mAs一corr(n)来计算切片位置z一ref(n)的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。所述被照射线量的数据预先存储在存储装置24中，管电压的最佳值的kVjpt(n)是在X射线管电功率kW成为kW^kW—max(n)的条件下，被照射线量成为最小的管电压(管电压计算单元)。(10)使用最佳管电压kV—叩t(n)，进行在其他切片面内满足SD(zj"ef(np的mAs的计算和图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等的信息显示(步骤S612)在步骤S611中所选择的最佳管电压xv一opt(n)的条件下，由图像SD预测功能计算在其他切片面内满足SD(z一ref(n))的mAs值。从计算的mAs值的每个切片面的管电压-标准化CNR曲线(图16)计算出mAs—corr(z(n))，并计算出步骤S611中所选择的摄影条件下的被照射线量(例如CTDIw)、X射线管电功率。这样计算出的mAs值在X射线控制装置7的管电流控制中使用。然后，在显示装置上显示诊断对象的假定对比度值、对比度噪声比、最佳管电压、平均管电流、图像SD、诊断对象的可识别尺寸、被照射线量、X射线管电功率等信息。这些显示例、例如与图18相同。在所述实施例5中，当设定了多个诊断区域时，在各自的摄影区域中图像SD不同。因此，在进行了三维再构筑时等，存在图像SD急剧变化的切片面。因此，优选在图像SD急剧变化的前后的切片面，进行使图像SD的变化变得平滑的摄影线量的控制的方式。如上所述，能决定可实现适合于识别诊断对象的CNR的摄影条件。因为预想在各区域成为诊断的对象的病变当然不同，所以能在各摄影区域设定合适的摄影条件。据此，能降低无用的被照射，所决定的摄影条件存储在存储装置24中，一边在扫描时按照被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调用，一边进行X射线量的控制。另外，关于所述其他优选的4个实施例25，与实施例l同样，具有从推荐的摄影条件和其他摄影条件中选择任意的摄影条件的单元(X射线条件选择单元)，构成为由该选择单元读影像的医生能根据使用目的来选择摄影条件，从而能成为灵活的系统。按以上那样决定的摄影条件存储到存储装置24中，一边在扫描时按照被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调用，一边控制扫描中的摄影条件(管电压、管电流)。《实施例6》在所述实施例25中，表示了将管电流和管电压都进行了最优化的情形，但是在本实施例中，为了与切片位置无关而成为所希望的CNR，不从用户设定值改变管电压，只将管电流最优化。作为本实施例的优点，列举(1)如果使管电压向与用户设定值不同的最佳管电压变化，则X射线频谱就变化，且各组织的CT值变化。在临床上，存在按照组织的CT值来下诊断的情形，所以会防止它。(2)在以同一患者进行与过去图像的比较时，有时优选的是在同一管电压下进行摄影，从而不使图像的印象变化。图25是用于实施例6的决定所述最佳的X射线条件的扫描前所进行的准备动作的一系列的动作流程图，以下，使用该动作流程图详细说明决定X射线条件的工序。定位扫描摄影(步骤S700)摄影被检测体17的定位扫描图像。该定位扫描图像的摄影与实施例1的步骤S100相同，所以省略其细节。扫描区域的设定、摄影条件的输入(步骤S701)该处理与实施例1的步骤SllO、S120、S130和S140相同，操作者参照定位扫描图像，从操作装置6设定包含诊断对象的摄影区域(扫描开始位置zs、扫描结束位置ze)。这里，作为切片位置的摄影条件，输入扫描厚度、顶板移动间距、扫描时间、标准管电压、标准管电流、x射线准直条件、重构滤波器函数的种类、视野尺寸、窗口条件等。定位扫描数据的分析(步骤S702)和被检测体三维模型的生成(步骤S703)与实施例1的步骤S160、S170同样，用扫描计划装置25对定位扫描投影数据进行分析，生成被检测体17的被检测体三维模型。诊断对象尺寸d—o和TPF、FPF的输入(步骤S704)从操作装置6的输入装置输入成为诊断对象的部分的尺寸(例如已被造影的肝细胞癌)d一o来进行设定。进而，操作者从操作装置6的输入装置输入成为诊断时的目标的TPF、FPF来进行设定(真阳性率和伪阳性率设定单元)。诊断对象尺寸设为例如具有与诊断对象相等的面积的圆的直径r(圆等效直径)。诊断对象的可识别的CNR—det的计算(步骤S705)从操作者在步骤S704所输入的诊断对象的尺寸d一o求出可识别诊断对象的CNR一det(第二对比度噪声比计算单元)。使用与实施例2中表示的图12和图13的关系，与实施例2同样计算出可识别的CNR—det。此外，通过与实施例1中表示的图7的步骤相同的步骤，取得根据切片厚度和窗口条件而修正的可识别的CNR一det。在生成的三维模型中，按每个切片面，计算应该满足假定对比度值和CNR—det的图像SD(Z)(步骤S706)。在该工序中，根据考虑了摄影部位和被检测体的尺寸的假定对比度值C—d、在步骤S6中计算出的可识别的CNR一det，使用(式7)，与实施例2同样地计算出各切片位置的图像SD的SD(Z)(图像噪声标准偏差值计算单元)。所述假定对比度值C—d，例如如果假定肝脏区域的造影，就意味着作为诊断对象的肝细胞癌与肝实质的CT值差的绝对值。这里，肝脏的假定对比度值与对患者投放的造影剂浓度成比例而增大。此外，被检测体尺寸越大，假定对比度值越小。使用实施例2中表示的(式8)，能计算出假定对比度值。所述假定对比度值按照诊断对象部位或摄影部位、被检测者的体格，预先存储在存储装置24中。在用户设定管电压(kV—usrset)条件下，用在每个切片面的被检测体尺寸L(Z)，计算满足SD(Z)的mAs(Z)，并显示图像SD、可诊断对象的尺寸、被照射线量、X射线管电功率等(步骤S707)mAs(Z)的计算可以由图15所示的被检测体尺寸L的图像SD与管电流时间积mAs的关系求出。这里，根据与切片位置对应的被检测体尺寸，可设想用于实现CNR一d的mAs值超过X射线CT装置的界限性能范围，但是这时，尽可能接近可识别的CNR—d地进行修正，用装置允许性能范围内的界限值进行扫描。这时，如图22所示，也可以在显示装置5上强调显示无法实现CNR一d的切片位置来向操作者进行明示。此外，在操作者所指定的重点切片位置以外，也能不要求装置界限性能。通过使用所述的方法，操作者能从显示的图像预先确认不确保CNR一d的位置，并且根据切片位置，设为不要求装置界限性能的设定，从而能抑制不必要的被照射，使进一步的被照射的减少成为可能。然后，在显示装置5上显示由以上求出的诊断对象的假定对比度值、对比度噪声比、图像SD、诊断对象的可识别尺寸d_o、被照射线量(CTDIw)、管电压、平均管电流(mAs值除以扫描时间的值)、X射线管电功率(kW)等摄影信息。这时的被照射线量、X射线管电功率的关系成为图26所示，越是被检测体尺寸减小的切片位置，被照射线量、X射线管电功率都越减小。如此，并列显示通过本实施例进行了最优化的推荐摄影条件和沿袭不最优化的以往的摄影条件的情形来对操作者进行表示，从而能明确提示与根据本实施例进行了最优化的X射线推荐条件的差异。在本实施例中，以用户设定的管电压条件，能设定实现适合于识别诊断对象的CNR的摄影条件。这样决定的摄影条件存储在存储装置24中，一边在扫描时按照被检测体17的摄影部位，由系统控制装置19依次调用，一边按照与各切片位置对应而计算出的mAs值，由X射线控制装置7，控制mAs值除以扫描时间的管电流来进行扫描。关于所述其他5个实施例26，也与实施例1同样，通过成为用处理器、计算机、存储器、存储装置、寄存器、定时控制、中断、通信接口、输入/输出信号接口等的组合，按照计算机程序进行动作的结构，能将执行所述功能和处理的系统控制装置19、扫描计划装置25、操作装置6等装置具体化。此外，本发明并不局限于所述其他优选5个实施例26，在不脱离本发明的宗旨的范围内当然能进行各种变更。权利要求1.一种X射线CT装置，包括X射线管，其产生向被检测体照射的X射线；X射线检测器，其夹持所述被检测体且与所述X射线管对置配置，并检测已透过被检测体的X射线；扫描旋转体，其搭载所述X射线管和X射线检测器，在所述被检测体的周围旋转；操作单元，其输入和设定定位扫描摄影及扫描摄影所需要的信息来进行操作；摄影条件决定单元，其根据由所述X射线检测器检测出的被检测体的定位扫描投影数据，决定扫描时的摄影条件；和扫描单元，其在由该摄影条件决定单元所决定的摄影条件下进行扫描，根据由该扫描单元进行扫描、并由所述X射线检测器检测出的透过X射线量，来重构所述被检测体的断层像，在该X射线CT装置中，特征在于，所述摄影条件决定单元包括存储单元，其存储标准摄影条件；被检测体三维模型生成单元，其分析所述定位扫描投影数据，生成所述被检测体的三维模型；诊断对象尺寸设定单元，其由所述操作单元设定所述被检测体的诊断对象尺寸；和X射线条件计算单元，其从所述已设定的诊断对象尺寸、所述被检测体三维模型和所述标准摄影条件，计算用于取得识别诊断对象的对比度噪声比的X射线条件。2.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元具有对比度噪声比计算单元，其根据表示所述存储单元中已存储的所述被检测体的诊断对象尺寸与识别诊断对象的对比度噪声比的关系的函数，计算识别诊断对象的对比度噪声比，使用所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算x射线条件。3.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，所述对比度噪声比计算单元具有对比度噪声比修正单元，其使用通过所述操作单元输入的切片厚度和窗口条件，来修正根据所述函数计算出的对比度噪声比。4.根据权利要求2所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元具有真阳性率和伪阳性率设定单元，其设定由所述诊断对象尺寸设定单元所设定的所述被检测体的诊断对象的真阳性率和伪阳性率，所述对比度噪声比计算单元根据已设定的真阳性率、伪阳性率和诊断对象尺寸，生成表示所述被检测体的诊断对象尺寸与识别诊断对象的对比度噪声比的关系的函数。5.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元包括第一图像噪声标准偏差预测值计算单元，其计算在使用了所述标准摄影条件的标准管电压和标准管电流时间积时，在由所述操作单元已设定的摄影范围内的各切片位置实现的图像噪声标准偏差值的第一预测值；计算所述第一图像噪声标准偏差预测值在所述摄影范围内已设定的特定切片位置范围内成为最大值的参照切片位置的单元；对比度噪声比计算单元，其从所述已设定的诊断对象的尺寸计算用于识别该诊断对象的对比度噪声比；使用所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算所述标准管电压下的第一图像噪声标准偏差基准值的单元；第一管电流时间积计算单元，其计算用于实现所述第一图像噪声标准偏差基准值的第一管电流时间积；计算在所述参照切片位置使用了所述第一管电流时间积时的图像噪声标准偏差预测值成为规定的上限值以下的第一管电压的单元；计算在所述参照切片位置、由所述第一管电压和所述第一管电流时间积实现的第二图像噪声标准偏差基准值的单元；计算在所述摄影范围内的各切片位置由所述第一管电压和所述第一管电流时间积实现的第二图像噪声标准偏差值预测值的单元；和第二管电流时间积计算单元，其从所述第一管电压、所述第二图像噪声标准偏差预测值和所述第二图像噪声标准偏差基准值，计算在所述摄影范围内的各切片位置，用于实现所述第二图像噪声标准偏差基准值的第二管电流时间积，将所述第一管电压和第二管电流时间积作为X射线条件。6.根据权利要求5所述的X射线CT装置，其特征在于，所述对比度噪声比计算单元具有由所述诊断对象的尺寸与可识别的对比度噪声比的关系的函数来进行计算的单元。7.根据权利要求5所述的X射线CT装置，其特征在于，所述第一图像噪声标准偏差基准值计算单元具有将所述存储装置中存储的诊断对象的标准管电压的假定对比度值除以用所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比来进行计算的单元。8.根据权利要求17中的任意一项所述的X射线CT装置，其特征在于，还具有显示基于所述第一管电压及第二管电流时间积的x射线条件和与该X射线条件不同的X射线条件下的摄影时的评价指标的预想值的单元；和X射线条件选择单元，其选择与在该显示单元所显示的评价指标的预想值相对应的x射线条件。9.根据权利要求8所述的X射线CT装置，其特征在于，所述评价指标的预想值包含管电压、管电流、被照射线量、诊断对象的假定对比度值、对比度噪声比、图像噪声标准偏差值、诊断对象的可识别尺寸和消耗X射线管电功率中的至少一个。10.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元包括.-真阳性率和伪阳性率设定单元，其设定由所述诊断对象尺寸设定单元所设定的所述被检测体的诊断对象的真阳性率和伪阳性率；对比度噪声比计算单元，其从所述已设定的诊断对象的尺寸计算用于识别该诊断对象的对比度噪声比；切片位置计算单元，其计算所述被检测体三维模型的同一摄影条件下的图像噪声标准偏差值成为最大的参照切片位置；图像噪声标准偏差值计算单元，其从假定对比度值和由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算所述参照切片位置的图像噪声标准偏差值；管电流时间积计算单元，其计算用于实现由该图像噪声标准偏差值计算单元计算出的图像噪声标准偏差值的第一管电流时间积；管电流时间积修正系数计算单元，其计算所述第一管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数；管电流时间积修正单元，其根据所述管电流时间积修正系数，修正所述第一管电流时间积；和管电压计算单元，其在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。11.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元包括切片位置计算单元，其计算所述被检测体三维模型的同一摄影条件下的图像噪声标准偏差值成为最大的参照切片位置；目标图像噪声标准偏差值设定单元，其从所述操作单元输入目标的图像噪声标准偏差值来进行设定；诊断对象尺寸计算单元，其从所述参照切片位置的假定对比度值和所述目标的图像噪声标准偏差值，计算出所述被检测体的诊断对象的可识别的对比度噪声比，来计算诊断对象尺寸；诊断对象尺寸判断输入单元，其受理所述计算出的诊断对象尺寸作为现实的诊断对象尺寸是否合适的判断；管电流时间积计算单元，其当已判断所述计算出的诊断对象尺寸为合适时，计算用所述参照切片位置的所述诊断对象尺寸来满足所述目标的图像噪声标准偏差值的第一管电流时间积；图像噪声标准偏差值调整单元，其当已判断所述计算出的诊断对象尺寸为不合适时，对目标的图像噪声标准偏差值进行调整，以使所述诊断对象尺寸成为妥当；管电流时间积修正系数计算单元，其计算所述第一管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的所述管电流时间积修正系数；管电流时间积修正单元，其根据所述管电流时间积修正系数，修正所述第一管电流时间积；和管电压计算单元，其在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。12.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元包括所希望切片位置指定单元，其用所述操作单元指定所希望的切片位置；伪阳性率设定单元，其设定由所述诊断对象尺寸设定单元己设定的所述被检测体的诊断对象的伪阳性率；所希望切片位置图像噪声标准偏差值预测单元，其从假定对比度值和所述所希望切片位置的所述被检测体三维模型，计算所述所希望切片位置的图像标准偏差预测值；对比度噪声比计算单元，其从所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值和所述假定对比度值，计算用于识别所述己指定的所希望的切片位置的诊断对象的对比度噪声比；图像噪声标准偏差预测值实现性判断单元，其判断所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值是否能实现；伪阳性率和诊断对象尺寸调整单元，其当已判断所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值为不能实现时，对所述伪阳性率和所述诊断对象尺寸进行调整，以使所述图像噪声标准偏差预测值能够实现；和对比度噪声比判断单元，其当已判断所述图像噪声标准偏差预测值为能实现时，判断由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比是否能适用于全部切片位置，并且具备管电流时间积计算单元，其当己判断所述对比度噪声比能适用于全部切片位置时，计算用于实现所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值的第一管电流时间积；管电流时间积修正系数计算单元，其计算所述第一管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数；管电流时间积修正单元，其根据所述管电流时间积修正系数，修正所述第一管电流时间积；和管电压计算单元，其在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。13.根据权利要求12所述的X射线CT装置，其特征在于，包括全部切片位置适用判断单元，其当在所述对比度噪声比判断单元已判断由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比不能适用于全部切片位置时，判断所述已指定的切片位置的图像噪声标准偏差预测值能否适用于全部切片位置；第二管电流时间积计算单元，其当由该单元己判断能适用于全部切片位置时，计算与切片位置无关地满足所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值的第二管电流时间积；和被检测体尺寸比较单元，其将所述被检测体的每个切片位置的尺寸与所述己指定的所希望切片位置的被检测体尺寸进行比较；所述管电流时间积修正系数计算单元和所述管电流时间积修正单元，当在所述被检测体尺寸比较单元中已判断所指定的所希望切片位置的被检测体尺寸是与扫描位置的被检测体尺寸同等以下时，计算所述第二管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的所述管电流时间积修正系数，并根据所述修正系数，修正所述第二管电流时间积，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。14.根据权利要求13所述的X射线CT装置，其特征在于，具有第三管电流时间积计算单元，其当在所述被检测体尺寸比较单元中已判断该切片位置的被检测体尺寸比所述已指定的切片位置的被检测体尺寸更大时，计算在所述管电压计算单元计算出的管电压的条件下，在每个切片位置满足所述所希望切片位置的图像噪声标准偏差预测值的第三管电流时间积，所述管电流时间积修正系数计算单元和所述管电流时间积修正单元计算所述第三管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数，并根据所述修正系数，修正所述第三管电流时间积，将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为x射线条件。15.根据权利要求13所述的X射线CT装置，其特征在于，包括-第四管电流时间积计算单元，其当所述已指定的切片位置的图像标准偏差预测值不能适用于全部切片位置时，计算满足所述已指定的切片位置的图像噪声标准偏差值的第四管电流时间积；指定切片位置的被照射线量和X射线管电功率计算单元，其使用该第四管电流时间积，计算所述已指定的切片位置的被照射线量和X射线管电功率；和第二管电压计算单元，其在由该单元计算出的X射线管电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的第二管电压，将所述第二管电压和所述第四管电流时间积作为X射线条件。16.根据权利要求1所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元包括多个关心区域设定单元，用所述操作单元设定扫描区域，并在该区域内设定多个关心区域；多个伪阳性率设定单元，其对由所述多个关心区域设定单元已设定的多个关心区域的每一个，用所述诊断对象尺寸设定单元设定诊断对象尺寸，并且设定在所述多个诊断对象尺寸内存在的疾病的伪阳性率；对比度噪声比计算单元，其从所述已设定的多个关心区域的诊断对象尺寸计算用于识别该诊断对象的对比度噪声比；切片位置计算单元，其计算在所述被检测体三维模型中，在所述已设定的每个关心区域，图像噪声标准偏差值成为最大的切片位置；图像噪声标准偏差值计算单元，其从假定对比度值和由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比，计算由所述切片位置计算单元计算出的切片位置的图像噪声标准偏差值；管电流时间积计算单元，其计算用于实现由该图像噪声标准偏差值计算单元计算出的图像噪声标准偏差值的管电流时间积；管电流时间积修正系数计算单元，其计算由该管电流时间积计算单元计算出的管电流时间积的用于与管电压无关地使对比度噪声比大致恒定的管电流时间积修正系数；管电流时间积修正单元，其根据所述管电流时间积修正系数，修正由所述管电流时间积计算单元计算出的管电流时间积；和管电压计算单元，其在由所述X射线管消耗的电功率成为所述标准摄影条件、即X射线管电功率的基准值以下的条件下，计算被照射线量为最小的管电压；将所述管电压计算单元计算出的管电压和由所述管电流时间积修正单元修正后的管电流时间积作为X射线条件。17.根据权利要求1或2所述的X射线CT装置，其特征在于，所述X射线条件计算单元包括真阳性率和伪阳性率设定单元，其设定由所述诊断对象尺寸设定单元己设定的所述被检测体的诊断对象的真阳性率和伪阳性率；对比度噪声比计算单元，其计算用于从所述已设定的诊断对象的尺寸中识别该诊断对象的对比度噪声比；图像噪声标准偏差值计算单元，其对位于特定切片位置范围内的每个切片面，计算满足假定对比度值和由所述对比度噪声比计算单元计算出的对比度噪声比的图像噪声标准偏差值；禾口管电流时间积计算单元，其计算在作为所述标准摄影条件而设定的管电压下，以每个切片面的诊断对象尺寸满足所述图像噪声标准偏差值的管电流时间积，将所述设定的管电压和由所述管电流时间积计算单元计算出的管电流时间积作为X射线条件。18.根据权利要求1017中的任意一项所述的X射线CT装置，其特征在于，还具有显示将由所述X射线条件计算单元计算出的管电压和管电流时间积除以扫描时间而取得的平均管电流的X射线条件和与该X射线条件不同的X射线条件下的摄影时的评价指标的预想值的单元。19.根据权利要求18所述的X射线CT装置，其特征在于，所述评价指标的预想值包含作为所述管电压的推荐管电压、平均管电流、伪阳性率、诊断对象的可识别尺寸、图像噪声标准偏差值、被照射线量、消耗X射线管电功率中的至少一个。20.根据权利要求18所述的X射线CT装置，其特征在于，还具有X射线条件选择单元，其选择与在所述显示单元己显示的评价指标的预想值对应的X射线条件。全文摘要本发明提供一种具有在扫描开始前决定能实现适合于识别诊断对象的对比度噪声比的X射线摄影条件的功能的X射线CT装置。在本扫描之前，从被检测体的定位扫描投影数据推测三维模型，且操作者从每一个扫描系统中由操作装置所设定的诊断对象的尺寸、三维模型和存储装置中存储的标准摄影条件计算出可识别诊断对象的对比度噪声比。计算出用于实现该可识别的对比度噪声比的最佳的照射X射线条件(管电流、管电压)。将计算出的X射线条件与在该条件或其他条件下摄影时的图像噪声标准偏差值、被照射线量等一起显示。文档编号A61B6/03GK101453952SQ20078001923公开日2009年6月10日申请日期2007年5月24日优先权日2006年5月25日发明者后藤大雅,宫崎靖,广川浩一,菅谷嘉晃申请人:株式会社日立医药