以下添付図面を参照しながら、本発明の� ��適な実施形態について詳細に説明する。尚� ��以下の説明及び添付図面において、同一の� ��能構成を有する構成要素については、同一� ��符号を付することにより重複説明を省略す� ��ことにする。

 (1.X線CT装置1の構成) 
 最初に、図1及び図2を参照しながら、X線CT� �置1の構成について説明する。 
 図1は、X線CT装置1の全体構成を示す外観図� �ある。 
 図2は、X線CT装置1のブロック図である。

 尚、本実施形態ではX線管が1つの場合に� �いて説明するが、本発明は多線源型のX線CT� �置にも適用可能である。また、X線CT装置は� �被検体全体をカバーするワイドファンビー� �を照射しつつX線管とX線検出器とが一体とな り回転する回転-回転方式(Rotate-Rotate方式)や� �電子ビームを電気的に偏向させながらター� �ット電極に当てる電子ビーム走査方式(Scannin g Electron Beam方式)や、その他の方式のものが あるが、本発明はいずれの方式のX線CT装置に も適用可能である。

 X線CT装置1は、ガントリ2、被検体テーブ� �3、操作卓4、被検体テーブル3に設けられる� �板5、表示装置7、操作装置8から構成される� �X線CT装置1は、被検体テーブル3上の天板5に� �定された被検体6をガントリ2内に搬入してス キャンすることにより、被検体6内部のX線吸� ��係数分布情報を取得する。

 ガントリ2は、X線管10、高電圧発生装置11� ��スリップリング12、コリメータ13、X線検出� �14、データ収集回路15、架台駆動部16、駆動� �レーム17、X線管電圧・X線管電流測定装置18� �ら構成される。

 X線管10は、X線源であり被検体6にX線を照� ��するものである。X線を照射するために、高 電圧発生装置11からスリップリング12を経由� �てX線管10に電力が供給され、X線管10から断� �的あるいは連続的にX線が放射される。X線管 10に印加及び供給されるX線管電圧及びX線管� �流は、X線管電圧・X線管電流測定装置18によ� ��て常時測定される。高電圧発生装置11は、X� ��管電圧・X線管電流測定装置18による測定結� ��に基づいてX線管10に印加及び供給されるX線 管電圧及びX線管電流を制御する。

 コリメータ13は、X線管10から放射されたX線� ��コーンビーム(円錐形または角錐形ビーム)� �のX線として被検体6に照射させるものである 。 
 X線検出器14は、X線管10から放射されて被検� ��6を透過したX線を検出するものである。 
 データ収集回路15は、X線検出器14に接続さ� �、X線検出器14の個々のX線検出素子の検出デ� ��タを収集するものである。

 駆動フレーム17には、X線管10、コリメー� �13、X線検出器14、データ収集回路15が設けら� ��る。駆動フレーム17は、システム制御装置20 によって制御される架台駆動部16から伝達さ� ��る駆動力によって回転させられる。尚、高� ��圧発生装置11とX線管電圧・X線管電流測定装 置18は、駆動フレーム17に設けてもよい。

 被検体テーブル3は、天板5、テーブル制御� �置21、天板駆動装置22から構成される。 
 テーブル制御装置21は、天板駆動装置22を制 御して天板5の高さ及び天板5の前後動の制御� ��行うものである。これにより、被検体6がガ ントリ2のX線照射空間に搬入及び搬出される� ��

 操作卓4は、表示装置7、操作装置8、シス� ��ム制御装置20、画像再構成装置23、記憶装置 24、スキャン計画装置25、TDC・TCC予測装置26、 造影剤注入制御装置27、露光制御装置28、被� �体三次元モデル算出・修正装置29、X線管電� �変調パターン算出・修正装置30から構成され る。

 表示装置7は、システム制御装置20に接続さ� ��、画像再構成装置23から出力される再構成� �像やシステム制御装置20が取り扱う種々の情 報を表示するものである。 
 操作装置8は、システム制御装置20に接続さ� ��、操作者によって各種の指示や情報をシス� ��ム制御装置20に入力するものである。操作� �は、表示装置7及び操作装置8を使用して対話 的にX線CT装置を操作する。

 システム制御装置20は、ガントリ2及び被� ��体テーブル3に接続される。システム制御装 置20は、ガントリ2内の高電圧発生装置11、コ� ��メータ制御装置(図示しない)、データ収集� �路15、X線検出器14を制御し、また、被検体テ ーブル3内のテーブル制御装置21を制御するも のである。

 画像再構成装置23は、システム制御装置20 の制御によってガントリ2内のデータ収集回� �15が収集したデータが入力され、スキャノグ ラム撮影時には、データ収集回路15が収集し� ��スキャノグラム投影データを用いてスキャ� ��グラム画像を作成し、スキャン時には、デ� ��タ収集回路15が収集した複数ビューの投影� �ータを用いて断層像を再構成するものであ� �。

 記憶装置24は、システム制御装置20に接続 され、画像再構成装置23において作成された� ��キャノグラム画像及び再構成された断層像� ��各種データ、X線CT装置の機能を実現するた� ��のプログラムが格納される。

 スキャン計画装置25は、システム制御装� �20に接続され、操作装置8から入力された指� �と記憶装置24から読み出されたスキャノグラ ム画像とを用いて、操作者がスキャン条件の 事前計画を作成するものである。具体的には 、記憶装置24から読み出されたスキャノグラ� ��画像が表示装置7に表示され、操作者は、表 示されたスキャノグラム画像上で操作装置8� �用いてスライス位置を指定して、スキャン� �のスライス位置の設定を行う。設定された� �ライス位置に関する情報は、記憶装置24に保 存され、スキャン計画装置25によってX線制御 条件の計画にも用いられる。予めスキャノグ ラム撮影が実施された被検体に対して最適な X線制御を行う機能については、種々の公知� �技術を用いることができる。露光制御装置28 は、スキャン中のX線管電流を制御するもの� �ある。

 TDC・TCC予測装置26は、予め入力されてい� �被検体の体格や体重等の情報やモニタリン� �スキャンによって得られた情報に基づいて� �診断部位の時間濃度曲線(Time Density Curve:TDC) 及び時間コントラスト曲線(Time Contrast Curve:T CC)を予測するものである。TDC・TCC予測装置26� ��は、造影剤を適切に注入する造影剤注入制� ��装置27が接続される。尚、時間濃度曲線及� �時間コントラスト曲線については後述する� �

 被検体三次元モデル算出・修正装置29は� �スキャノグラム撮影によって取得されたス� �ャノグラム投影データに基づいて被検体三� �元モデルを算出したり、予測された時間コ� �トラスト曲線に基づいて被検体三次元モデ� �を修正するものである。

 X線管電流変調パターン算出・修正装置30� ��、被検体三次元モデルに基づいてX線管電流 変調パターンを算出したり、修正された被検 体三次元モデルに基づいてX線管電流変調パ� �ーンを修正するものである。

 X線管10から放射されたX線は、コリメータ 13によってX線照射範囲が制御され、ファンビ ーム(扇形ビーム)やコーンビーム(円錐形ビー ムまたは角錐形ビーム)のX線とされて被検体6 に照射される。操作者が設定したスキャン範 囲は、天板駆動装置22及びテーブル制御装置2 1によって天板5の位置を制御することによっ� ��調節される。

 被検体6を透過したX線は、X線検出器14に� �って検出される。一般的にX線検出器14は、� �ルチスライスX線CT装置の場合、体軸方向に2~ 数百列、体幅方向に数百~1000チャネルのX線検 出素子を配列した曲面構造を有する。X線検� �器14で電気信号に変換された検出データは、 DAS(Data Acquisition System)と呼ばれるデータ収集 回路15に伝送されてA/D変換され、システム制� ��装置20の制御によって記憶装置24に蓄積され る。

 画像再構成装置23は、蓄積された収集デ� �タに基づいて断層像の再構成を行い、表示� �置7は、再構成された断層像を表示する。ス� ��ャノグラム撮影の際には、データ収集回路1 5が取得した被検体6の投影データを用いて画� ��再構成装置23においてスキャノグラム画像� �作成され、スキャノグラム撮影の後のメイ� �スキャン(本撮影)の際には、データ収集回路 15が取得した複数ビューの投影データを用い� ��画像再構成装置23において断層像の再構成� �行われる。画像再構成装置23によって作成さ れたスキャノグラム画像や再構成された断層 像は、記憶装置24に格納される。

 (2.X線CT装置1の動作) 
 次に、図3を参照しながら、X線CT装置1の動� �について説明する。 
 図3は、X線CT装置1の動作を示すフローチャ� �トである。

 X線CT装置1は、被検体6のスキャノグラム� �影を行い、スキャノグラム投影データを取� �してスキャノグラム画像を作成する(ステッ� ��101)。スキャノグラム撮影の手順は、スキャ ンの手順と基本的に同様である。X線CT装置1� �、X線管10を回転させずに被検体6に対して1方 向(例えば、背面から正面)にX線を照射してX� �検出器14によってスキャノグラム投影データ を取得する。X線CT装置1は、スキャノグラム� �影データをシステム制御装置20を介して画像 再構成装置23に送ってスキャノグラム画像を� ��成し表示装置7に表示する。このスキャノグ ラム画像は、例えば、背面から正面に透過す るX線像を1方向から見たものである。

 操作者は、スキャノグラム画像に基づい� ��、操作装置8を用いてスキャン領域及びスキ ャン条件を設定する(ステップ102)。スキャン� ��域は、スキャン時における被検体6のスライ ス位置、スキャン開始位置、スキャン終了位 置を示す。スキャン条件は、例えば、天板5� �移動ピッチ、スキャン時間、X線コリメーシ� ��ン条件、再構成フィルター関数の種類、視� ��サイズである。X線CT装置1は、設定されたス キャン領域及びスキャン条件を記憶装置24に� ��存する。

 X線CT装置1は、設定されたスキャン領域及 びスキャン条件を用いてスキャン計画装置25� ��よって、被検体6の断層像撮影範囲に対応し たスライス位置[z]を決定する。尚、スキャン 開始位置及びスキャン終了位置は、それぞれ 、一連のスキャンで得られる最初の断層像の スライス位置[z]、最後の断層像のスライス位 置[z]を示す。

 X線CT装置1は、スキャン計画装置25によっ� ��スキャノグラム投影データを解析し、被検� ��三次元モデルを算出する(ステップ104)。被� �体三次元モデルは、例えば、スライス位置[z ]に対応する被検体6の各断面を水と等価なX線 吸収係数を有する楕円断面として近似したも のである。

 X線CT装置1は、ステップ104の処理で算出し た被検体三次元モデルに基づいて、X線管電� �変調パターンを算出する(ステップ105)。尚、 X線管電流変調パターンの算出については、� �6~図9を用いて後述する。

 操作者は、スキャノグラム画像に基づいて� ��操作装置8を用いてモニタリングスキャンに おけるスライス位置[z _m ]を設定する(ステップ106)。モニタリングスキ ャンにおけるスライス位置は、診断部位の位 置に対してスキャン方向上流側に設定される 。例えば、スキャン対象の診断部位が肝臓で ある場合には、モニタリングスキャン対象は 、腹部大動脈である。

 X線CT装置1は、造影剤注入制御装置27によ� ��て被検体6に造影剤を注入する(ステップ107)� ��X線CT装置1は、モニタリングスキャンを実行 する(ステップ108)。モニタリングスキャンで� ��、X線CT装置1は、モニタリングスキャンによ って取得した画像情報に基づいて、後述する ように時間濃度曲線(Time Density Curve:TDC)及び� ��間コントラスト曲線(Time Contrast Curve:TCC)を� ��測する(ステップ109)。X線CT装置1は、ステッ� ��109の処理で予測された時間コントラスト曲� ��に基づいて、ステップ104の処理で算出され� ��被検体三次元モデルを修正する(ステップ110 )。

 図4は、モニタリングスキャンのスライス位 置[z _m ]における時間濃度曲線31及び時間コントラス ト曲線32を示すグラフである。縦軸は、CT値[H U(z _m ,T)]あるいはCT値時間差分[δHU(z _m ,T)]を示す。横軸は、被検体6に造影剤を注入� ��てからの経過時間[T]を示す。

 被検体6に造影剤を注入すると時間経過に 伴いX線吸収係数が増減する。時間濃度曲線31 は、造影開始からの診断部位(例えば、肝臓� �質部)におけるCT値の時間変化を示す。時間� �ントラスト曲線32は、時間濃度曲線31全体に� ��いて造影剤の到着前の濃度を各時間につい� ��差分したものであり、診断部位の造影効果� ��示す。

 X線CT装置1は、モニタリングスキャンによっ て測定されるCT値あるいはCT値時間差分が所� �の閾値(閾値33あるいは閾値34)を超えた時点(� ��点35[T _m ])、すわなち、造影剤注入によるCT値あるい� �CT値時間差分の立ち上がりを検出すると、こ のCT値あるいはCT値時間差分の立ち上がり形� �に基づいて時間濃度曲線31を予測する。具体 的には、操作者は、予め、被検体の体格や体 重等の被検体情報や、造影剤濃度、造影剤注 入速度、造影剤注入時間、造影剤注入量等の 造影剤情報をX線CT装置1に入力する。X線CT装� �1は、これらの被検体情報や造影剤情報及びC T値あるいはCT値時間差分の立ち上がり形状に 基づいて、時間濃度曲線31をシミュレーショ� ��する。

 尚、時間コントラスト曲線32については� �時間濃度曲線31と同様にシミュレーションし てもよいし、時間濃度曲線31の時間差分から� ��間コントラスト曲線32を算出してもよい。� �た、時間濃度曲線31及び時間コントラスト曲 線32のシミュレーションに関しては、公知の� ��術(例えば、Aortic and hepatic contrast medium en hancement at CT:Part I. Prediction with a computer m odel.Radiology 1998;207:647-655.参照。)を用いるこ� �ができる。

 図5は、被検体三次元モデル41の修正を示す� ��である。 
 被検体三次元モデル41-1は、ステップ104の処 理で算出された被検体三次元モデルである。 被検体三次元モデル41-2は、ステップ110の処� �で修正された被検体三次元モデルである。

 X線CT装置1は、ステップ102の処理で設定され た天板5の移動ピッチ、スキャン開始位置及� �スキャン終了位置、スキャン時間に関する� �報を記憶装置24から読み出し、造影剤を注入 してからの経過時間[T]とスキャン時における 各スライス位置[z]とを対応づける。 
 X線CT装置1は、ステップ109の処理で予測され た時間コントラスト曲線32に基づいて、スキ� ��ン時に関して経過時間[T]におけるスライス� ��置[z]のCT値時間差分[δHU(z,T)]を算出する。X� �CT装置1は、このCT値時間差分を用いて被検体 三次元モデル41を修正する。具体的には、X線 CT装置1は、[数1]に従って被検体三次元モデル 41-1を被検体三次元モデル41-2に修正する。

 但し、
 x_dia(z):被検体三次元モデル41-1の長軸43-1の� �さ、
 y_dia(z):被検体三次元モデル41-1の短軸44-1の� �さ、
 x_dia(z)_δHU(z,T):修正後の被検体三次元モデル 41-2の長軸4
3-2の長さ、
 y_dia(z)_δHU(z,T):修正後の被検体三次元モデル 41-2の短軸4
4-2の長さ、
 m:比例定数、
 である。尚、比例定数[m]は補正のための係� ��であり、診断部位毎に固有の値を記憶装置2 4に格納してもよい。

 図3に戻り、X線CT装置1は、ステップ110の� �理で修正した被検体三次元モデルに基づい� �、ステップ105の処理で算出したX線管電流変� ��パターンを修正する(ステップ111)。具体的� �は、X線CT装置1は、[数2]に従ってスキャン時� ��関して経過時間[T]のスライス位置[z]におけ� ��X線管電流減弱係数[modu_ratio(z,T)]を修正する� ��X線管電流減弱係数は、X線透過長差に応じ� �スライス位置における最大X線管電流値から� ��X線管電流減弱割合を示す。

 但し、μ _kV :X線管電圧毎に設定される定数、である。

 定数μ _kV は、被検体三次元モデルが水等価の三次元モ デルである場合、設定されたX線管電圧条件� �のX線実効エネルギーで決定される水のX線吸 収係数である。X線実効エネルギーは、予め� �測してもよいし、シミュレーションによっ� �算出可能である。各X線管電圧でのX線実効エ ネルギーを種々のサイズにおける被検体モデ ルおよび材質に応じて測定し、X線実効エネ� �ギー毎のX線吸収係数を記憶装置24に格納し� �もよい。

 X線CT装置1は、ステップ111の処理で修正さ れたX線管電流変調パターンに基づいて、診� �部位のスキャンを実行し、造影剤を注入し� �被検体6の断層像を表示装置7に表示する(ス� �ップ112)。

 以上の過程を経て、X線CT装置1は、スキャ ノグラム投影データを解析して被検体三次元 モデルを算出し、この被検体三次元モデルに 基づいてX線管電流変調パターンを算出する� �X線CT装置1は、被検体6に造影剤を注入した後 、診断部位の上流側の位置でモニタリングス キャンを行ってCT値あるいはCT値時間差分の� �ち上がり形状を取得する。X線CT装置1は、取� ��されたCT値あるいはCT値時間差分の立ち上が り形状に基づいて、時間濃度曲線31あるいは� ��間コントラスト曲線32を予測する。X線CT装� �1は、予測された時間コントラスト曲線32に� �づいて、スキャン時の各スライス位置にお� �る被検体三次元モデルを修正し、修正され� �被検体三次元モデルに基づいて、X線管電流� ��調パターンを修正し、診断部位の造影スキ� ��ンを実行する。

 具体的には、後述する[数3]~[数8]のx_dia(z)� ��びy_dia(z)及びmodu_ratio(z)に代えて、それぞれ� ��[数1]及び[数2]のx_dia(z)_δHU(z,T)及びy_dia(z)_δHU (z,T)及びmodu_ratio(z,T)を用いて演算を行うこと� ��より、被検体三次元モデル及びX線管電流変 調パターンの修正が行われる。

 このように、X線CT装置1は、造影剤による X線吸収係数の経時変化を考慮して適正なX線� ��電流変調パターンを設定可能であり、X線CT� ��置の造影検査において画質の向上及び被曝� ��の抑制を実現することができる。

 尚、上述の実施形態では、被検体6への造 影剤注入後にモニタリングスキャンを行って 時間コントラスト曲線32を予測するものとし� ��説明したが、予め、例えば、被検体6の標準 的な体格の者についてのデータを求めておい た所望の時間コントラスト曲線32を設定して� ��憶装置24に格納してもよい。これにより、� �ニタリングスキャンを行うことなく時間コ� �トラスト曲線を予測することができる。ま� �、被検体6の体格や体重等の被検体情報、ス� ��ャンプロトコルやX線管電圧等のスキャン条 件を考慮して予測された時間コントラスト曲 線32を適宜変更してもよい。

 (3.X線管電流変調パターンの算出)
 次に、図6を参照しながら、X線管電流変調� �ターンの算出(図3のステップ105)について説� �する。 
 図6は、X線管電流変調パターンの算出の詳� �を示すフローチャートである。

 操作者は、操作装置8を用いて画質目標と して画像SD目標値(画像ノイズ目標値)を入力� �る(ステップ201)。X線CT装置1は、入力された� �像ノイズ目標値を記憶装置24に保存する。

 X線CT装置1は、画像SD目標値に基づいて、X 線管電流変調パターンを算出する(ステップ20 2)。尚、X線管電流変調パターンの具体的な算 出式([数3]~[数6])については、後述する。

 X線CT装置1は、ステップ202の処理で算出さ れたX線管電流変調パターンに基づいてスラ� �ス位置[z]毎に画像SD予測値を算出する(後述� �る[数3]の説明を参照)(ステップ203)。X線CT装� �1は、画像SD目標値と画像SD予測値との乖離量 が所定範囲内(例えば、5%未満)でない場合に� �(ステップ204のNO)、フィードバック処理を行� ��て比例定数[k](後述する[数4]の説明を参照)� �適宜修正する。

 X線CT装置1は、X線管電流変調パターンに� �づいて、被曝線量予測値を算出する(ステッ� ��205)。被曝線量予測値の算出については、公 知の技術(例えば、特開2006-116137号公報[0059]~[0 062]参照。)を用いることができる。

 X線CT装置1は、算出された画像SD予測値及� ��被曝線量予測値を表示装置7に表示する(ス� �ップ206)。操作者は、表示装置7に表示された 被曝線量予測値と画像SD予測値とを確認し、� ��曝線量と画質とのバランスが適正であるか� ��かを判断する(ステップ207)。操作者が適正� �あると判断した場合には(ステップ207のYES)、 X線CT装置1は、図3のステップ106からの処理に� ��行する。操作者が適正でないと判断した場� ��には(ステップ207のNO)、操作者は再度画像SD� ��標値を入力して、X線CT装置1はステップ201か らの処理を繰り返す。

 以上の過程を経て、CT装置1は、スキャン� ��に入力された画像SD目標値に適したX線管電� ��変調パターンを算出し、算出されたX線管電 流変調パターンに基づいて画像SD予測値及び� ��曝線量予測値を算出して表示する。操作者� ��、画像SD予測値及び被曝線量予測値のバラ� �スが適正でないと判断した場合には、再度� �画像SD目標値を入力し、CT装置1は、改めて入 力された画像SD目標値に適したX線管電流変調 パターンを算出する。このX線管電流変調パ� �ーンは記憶装置24に格納され、スキャン時に 被検体6の診断部位に応じてシステム制御装� �20によって順次呼び出され、露光制御装置28� ��介してスキャン中のX線管電流が制御される 。

 このように、X線CT装置1は、スキャン前に 入力された画像SD目標値に適したX線管電流変 調パターンを決定するので、画質と被曝線量 のバランスを最適化した上でスキャンを実行 することができる。

 尚、図6のステップ202の処理は、図3のス� �ップ111のX線管電流変調パターンの修正処理� ��相当する。この場合には、[数3]~[数8]のx_dia( z)及びy_dia(z)及びmodu_ratio(z)に代えて、それぞ� ��、[数1]及び[数2]のx_dia(z)_δHU(z,T)及びy_dia(z)_� �HU(z,T)及びmodu_ratio(z,T)を用いて演算が行われ� ��。

 (4.X線管電流変調パターン算出式)
 図7は、被検体6の被検体三次元モデル41に対 するX線管10の初期位置及び回転方向を示す図 である。 
 X線CT装置1は、図6のステップ202の処理にお� �て、[数3]~[数6]に従ってX線管電流変調パター ンを算出する。

 スライス位置[z]における画像SD目標値[SD_t gt(z)]を満たすX線管電流値[mA_opt(z)]は、[数3]で 表される。

 但し、
 mA_opt(z):X線管電流値、
 mA_ref(z):基準X線管電流値、
 SD_pred(z):画像SD予測値、
 SD_tgt(z):画像SD目標値、
 である。

 尚、画像SD予測値の2乗は、画像SD分散予� �値である。画像SD分散予測値は、基準X線管� �流値を用いて算出可能である。画像SD分散予 測値の算出については、公知の技術(例えば� �特開2006-116137号公報[0052][0053]参照。)を用い� �ことができる。

 スライス位置[z]におけるX線管電流値最大 値[mA_max(z)]は、X線管10が被検体三次元モデル4 1の長軸方向に位置する時のX線管電流値であ� ��、[数4]で表される。

 但し、k:比例定数、である。

 比例定数[k]の初期値は、予め記憶装置24� �格納される。尚、図6のステップ202~ステップ 204に示すように、被検体三次元モデル41の形� ��によりフィードバック処理を行って比例定� ��[k]を適宜修正することが望ましいが、ステ� ��プ203~ステップ204の処理は省略しても特段問 題はない。

 スライス位置[z]において、X線管10が被検� ��三次元モデル41に対してX線管位相角[θ]に位 置する時のX線管電流値[mA(θ,z)]は、[数5]で表� ��れる。

 但し、
 modu_ratio(z):X線管電流減弱係数、
 x_dia(z)≧y_dia(z)の時、ψ=0、
 x_dia(z)<y_dia(z)の時、ψ=90、
 x_dia(z)及びy_dia(z):被検体三次元モデル41の長 軸あるいは短軸方向のX線透過長、である。

 X線管電流減弱係数[modu_ratio(z)]は、X線透� �長差に応じてスライス位置[z]における最大X� ��管電流値からのX線管電流減弱割合を示し、 [数6]で表される。

 但し、μ _kV :X線管電圧毎に設定される定数、である。理� ��的には0<modu_ratio(z)≦1、が成立するが、予 め、閾値[modu_ratio_thr]を設定し、X線管電流減� ��割合を任意に設定することも可能である。� ��の場合、modu_ratio_thr<modu_ratio(z)≦1、とな� �。

 図8は、被検体三次元モデル41における透過� ��とX線管位相角との関係を示す図である。
 [数5]及び[数6]では、被検体三次元モデル41� �長軸あるいは短軸方向のX線透過長を用いた� ��、[数7]及び[数8]に示すように、X線管位相角 [θ]に応じたX線透過長を用いてもよい。[数5]� ��び[数6]を用いても実用上十分な精度でX線管 電流変調パターンを算出可能であるが、これ に代えて、[数7]及び[数8]を用いることにより 、ビュー毎に最適なX線管電流減弱割合を設� �することができる。

 但し、
 modu_ratio(z,θ):X線管位相角[θ]におけるX線管� �流減弱係数、
 x_dia(z,θ):X線管位相角[θ]の方向における、� �検体三次元モデル41のX線透過長、
 y_dia(z,θ):X線管位相角[θ]の方向と直交する� �向における、被検体三次元モデル41のX線透� �長、である。

 また、理論的には0<modu_ratio(z,θ)≦1、が 成立するが、予め、閾値[modu_ratio_thr]を設定� �、X線管電流減弱割合を任意に設定すること� ��可能である。この場合、modu_ratio_thr<modu_ra tio(z,θ)≦1、となる。

 (5.X線管電圧に応じたX線管電流変調パター� �の算出)
 図9は、X線管電圧に応じたX線管電流変調パ� ��ーンを示す図である。図9は、X線管電圧が� �化した場合におけるスライス位置[z]におけ� �X線管位相角[θ]とX線管電流値[mA(z)]との関係� ��示す。

 X線CT装置1は、上述の[数3]~[数6]に従って、X� ��管電圧57[kV1]>X線管電圧58[kV2]の場合には、 X線管電流値振幅53[mA_amp(z) _kV1 ]<X線管電流値振幅54[mA_amp(z) _kV2 ]、X線管電流値最大値55[mA_max(z) _kV1 ]<X線管電流値最大値56[mA_max(z) _kV2 ]、として、X線管電圧57[kV1]についてのX線管� �流変調パターン57及びX線管電圧58[kV2]につい� ��のX線管電流変調パターン58を算出する。

 このように、X線CT装置1は、X線管電圧に� �じて適正なX線管電流変調パターンを算出す� ��ことができる。

 (6.その他)
 上述の実施形態では、X線CT装置1が1つのX線� ��10を備える場合について説明したが、X線CT� �置1が複数のX線管10を備える場合にも適用可� ��である。X線CT装置1が複数のX線管10を備える 場合には、各X線管10について、X線管電流変� �パターンの算出及び修正を行えばよい。

 以上、本発明に係るX線CT装置の好適な実� ��形態について説明したが、本発明はかかる� ��に限定されない。当業者であれば、本願で� ��示した技術的思想の範疇内において、各種� ��変更例または修正例に想到し得ることは明� ��かであり、それらについても当然に本発明� ��技術的範囲に属するものと了解される。