WO2006090877A1

WO2006090877A1 - Ｘ線ｃｔ装置

Info

Publication number: WO2006090877A1
Application number: PCT/JP2006/303624
Authority: WO
Inventors: Osamu Miyazaki; Koichi Hirokawa; Toshiyuki Irie
Original assignee: Hitachi Medical Corporation
Priority date: 2005-02-25
Filing date: 2006-02-27
Publication date: 2006-08-31
Also published as: US20080107231A1; JPWO2006090877A1; JP5001142B2; CN101128153A; US7636416B2; CN101128153B

Abstract

　被検体にＸ線を照射するＸ線源と、前記Ｘ線源と前記被検体を挟んで対向して配置され、前記被検体の透過Ｘ線を投影データとして検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線源および前記Ｘ線検出器を回転する回転手段と、前記回転手段によって前記Ｘ線管および前記Ｘ線検出器が回転され複数の角度方向について投影データを収集し、これらの収集された投影データを再構成演算し、前記被検体の断層像を生成すると共に、前記Ｘ線源、前記回転手段を制御する制御手段と、前記生成された断層像を表示する表示手段と、を備えたＸ線ＣＴ装置において、前記投影データから前記被検体の撮影部位における解析用の断層像を再構成し、その再構成された断層像を再投影して制御プロファイルを生成する投影データ解析手段と、前記生成された制御プロファイルに基づいて前記Ｘ線管に供給する電流値を制御する管電流制御手段と、を備える。　

Description

明細書

X線 CT装置

技術分野

[0001] 本発明は、被検体の撮影領域への X線照射強度を決める X線源 (以下 X線管と称す)へ供給する X線源電流（以下 X線管電流と称す）を被検体の体軸方向の位置に応じて制御する X線 CT装置の改良に関する。

本出願は、日本国特許法に基づく 2005年特許出願第 051497号に基づくパリ優先権主張を伴う出願であり、特願第 2005— 051497号の利益を享受するために参照による援用を受ける出願である。

背景技術

[0002] X線 CT装置によって得られる画像は、空間分解能や画像に含有されるノイズなどのファクタによってその画質が決定される。これらのファクタのうちの画像ノイズは主として透過 X線の強度に依存する。透過 X線の強度は照射 X線の強度と被検体の撮影部位断面の X線透過長によって求まる。照射 X線の強度は X線管に供給する電流によって決まる。被検体の撮影部位断面の吸収は、人体の形状を楕円とすれば、その正面背面方向（以下、「前後方向」ともいう）その両側面方向（以下「左右方向」ともいう）の透過長の違いによって決まる。透過 X線強度の低減は透過 X線強度信号に対するノイズの割合を高めることになる。

上記透過 X線強度の低減の改善技術は、例えば、特許文献 1に開示されている。この文献は次の手順で透過 X線強度の低減を改善している。まず、診断に供する断層像の計測（「本スキャン」ともレ、う）に先立って撮影したスキヤノグラム画像データを解祈し、その解析されたスキヤノグラム画像データにより被検体の 3次元的透過長モデルを生成する。次に、前記被検体の撮影部位に応じた X線管電流の変化パターンが、前記生成された 3次元的透過長モデルと本スキャンのスキャン条件に基づレ、て設定される。

特許文献 1 :特開 2002— 263097号公報

発明の開示発明が解決しょうとする課題

[0003] しかし、従来技術では、生成されたスキヤノグラムに基づいて X線管電流制御値が設定されているに止まっており、スキヤノグラムでは被検体の X線減弱が大きい骨や軟部組織などの組織ごとに X線吸収量が異なることが配慮されていない。例えば、骨が多い肩などの部位では、透過 X線強度が不足することになる。このように透過 X線強度が不足する場合には、透過 X線強度信号に対するノイズ量が増加する。すなわち、被検体の骨が多く含まれる部位では、上記従来技術を採用しても、透過 X線強度の不足によるノイズ量増加により断層像の画質が低下する問題が依然として残されている。

本発明の目的は、被検体の透過 X線強度の変動が大きい部位であっても高画質な断層像を得ることが可能な X線 CT装置を提供することである。

課題を解決するための手段

[0004] 本発明の X線 CT装置は、被検体に X線を照射する X線源と、前記 X線源と前記被検体を挟んで対向して配置され、前記被検体の透過 X線を投影データとして検出する X線検出器と、前記 X線源および前記 X線検出器を回転する回転手段と、前記回転手段によって前記 X線管および前記 X線検出器が回転され複数の角度方向について投影データを収集し、これらの収集された投影データを再構成演算し、前記被検体の断層像を生成すると共に、前記 X線源、前記回転手段を制御する制御手段と、前記生成された断層像を表示する表示手段と、を備えた X線 CT装置において、前記投影データから前記被検体の撮影部位における解析用の断層像を再構成し、その再構成された断層像を再投影して制御プロファイルを生成する投影データ解析手段と、前記生成された制御プロファイルに基づレ、て前記 X線管に供給する電流値を制御する管電流制御手段と、を備えたことを特徴とする。

発明の効果

[0005] 本発明によれば、被検体の透過 X線強度の変動が大きい部位であっても高画質な断層像を得ることができる。

図面の簡単な説明 [0006] [図 1]本発明が適用された X線 CT装置の概略構成図。

[図 2]本発明の管電流制御部で適用される投影データ解析装置の第一の実施例を説明するためのブロック図。

[図 3]本発明で適用される管電流の制御処理の流れを説明するフローチャート。

[図 4] (A)は図 2に示した本発明の投影データ解析装置によって比較的骨の少ない被検体の撮影部位の投影データに基づいて再構成された解析用再構成断層像、（

B)は解析用再構成断層像の閾値処理後の像およびその像を X方向に再投影して得られた X方向骨減弱プロファイル Bを説明する図。

[図 5] (A)は図 2に示した本発明の投影データ解析装置によって骨の多い被検体の撮影部位の投影データに基づいて再構成された解析用再構成断層像、 (B)は解析用再構成断層像の閾値処理後の像およびその像を X方向に再投影して得られた X 方向骨減弱プロファイル Bを説明する図。

[図 6]本発明 X線 CT装置による本スキャン開始と共に図 2に示した本発明の第一の実施例による投影データ解析装置によって実行される各処理を説明するタイミングチヤート。

[図 7]投影データ解析装置によって得られた被検体の解析用再構成画像から軟部組織、骨および肺野の 3つのそれぞれの組織について被検体の体軸方向に沿って取られた X方向、 Y方向の再投影結果を被検体の対応部位のスキヤノグラムと共に示した模式図。

発明を実施するための最良の形態

[0007] 以下、添付図面に従って、本発明に係る X線 CT装置の実施の形態について説明する。本実施の形態に係る X線 CT装置 1は、 X線管位置（ Θ、 Z)に応じて X線管電流を制御しながら被検体の投影データを計測する。なお、発明の実施の形態を説明するための全図において、同一機能を有するものは同一符号を付け、その繰り返しの説明は省略する。

[0008] 図 1は本実施例の X線 CT装置 1の構成を示している。 X線 CT装置 1は、スキャナ 1 0と、スキャナ 10と接続されるホストコンピュータ 20と、ホストコンピュータ 20と接続される操作部 24及び表示装置 30から成る。 [0009] まず、スキャナ 10の構成要素を説明する。

X線管 11は被検体に X線を照射する。 X線検出器 12は X線管 11と対向配置され前記被検体を透過した X線を検出する。データ計測装置（DAS (Data Acquisition Syst em) 13は、 X線検出器 12によって検出された透過 X線に所定のデータ処理を行って投影データを算出する。 X線高電圧装置 14は X線管 11に供給する電源であり、後述する操作部 24によって電圧、電流、電力供給時間 (X線照射時間に相当）が設定できるようになつている。その電源から印加される電圧は管電圧、電流は管電流と称している。データ送信装置 15は回転系一静止系間のデータ転送を行うもので、スリップリングとブラシ、あるいは回転トランスなどがある。スキャナ制御装置 16は、 X線管 11 と X線検出器 12が取り付けられた回転板 (スキャナ）の回転量を制御する。投影データ解析装置 17はデータ計測装置 13によって算出された投影データから被検体の断層像を再構成する。管電流制御部 18は、 X線管 11の管電流を制御する。これらの各構成要素は被検体の周囲を回転可能な回転体 19上に搭載されている。

[0010] 次に、ホストコンピュータ 20は X線 CT装置 1を統括制御するもので。次の構成要素を有している。制御装置 21は X線 CT装置 1の統括制御を行うための CPUやメモリからなる。データ受信装置 22はスキャナ 10のデータ送信装置 15から計測データを受信する。画像処理装置 23はデータ受信装置 22によって受信された計測データに基づいて画像再構成演算を行い、断層像を生成する。操作部 24は、管電流制御モードの ON/OFFの入力指示などを与えるためのトラックボール、マウス、キーボードなどである。

[0011] また、表示装置 30は、生成された断層像を表示する機能を備える。 X線 CT装置 1 は、図示を省略するが、撮影時に被検体を載置するための患者テーブルを備える。本実施形態に係る X線 CT装置 1は、操作部 24の入力指示により管電流制御モードの ON/OFFが可能である。管電流制御モード OFF時は照射 X線強度が一定に保たれて本スキャンが進行する。 X線検出器 12で計測された透過 X線強度のデータは、 DAS 13でデジタルデータに変換されたのち回転系のデータ送信装置 15から静止系に伝送される。静止系ではデータ受信装置 22の受信部で投影データを取り込み、画像処理装置 23に送られて断層像として再構成された後、表示装置 30に表示されて読影に供される。

[0012] 図 2に基づいて第一実施形態に係る投影データ解析装置 17の構成について説明する。

投影データ解析装置 17は、 X線管 11に流す管電流の制御値を決定する。投影データ解析装置 17は、解析用画像再構成部 17a、再構成画像解析部 17b、管電流制御値算出部 17cを有してレ、る。解析用画像再構成部 17aは投影データが入力されると、投影データの再構成処理を開始し、あらかじめ定められたビュー間隔毎に断層像を計算する。再構成画像解析部 17bは、再構成画像を解析し、断面の、例えば、骨および軟部組織の最大再投影値、これらを総合した最大再投影値および画像の縦横の幅を含む換算透過長を算出する。管電流制御値算出部 17cは得られた換算透過長に応じた最適管電流制御値を算出し、 X線高電圧装置 14に新たな管電流値を含む撮影条件を入力する。

[0013] さらに、投影データ解析装置 17に部位重み決定手段 17dを設けてもよい。

具体的には図 2の点線部分に示すように、部位重み決定部 17dをカ卩える。臓器部位情報は、再投影値の絶対量、比率、あるいは変化を評価することにより得られる。部位重み決定部 17dは、得られた臓器部位情報を用いて臓器部位ごとに電流制御値算出部 17cで得た電流制御値を変更して、新たな電流制御値を X線高圧装置 14 へ出力する。例えば、臓器部位ごとの重み係数をあらかじめ用意しておき、電流制御値に重みを乗じたものを新たな電流制御値とする。重みは、例えば、女性が被検体の場合には骨盤腔（下腹部）に対しては小さい値が設定されており、透過長から得られた照射量よりも低い照射量に制御される。

[0014] X線 CT装置 1の管電流制御部 18は、次の手順で管電流が制御される。まず、計測された投影データ (計測データ）を本スキャン中に随時に解析用断層像を再構成する。随時に再構成された解析用断層像は解析され、その解析によって新たな管電流値を決定する。前記新たに決定された管電流値は X線管 11に直接フィードバックされる。これらの処理による一連の流れは、スキヤノグラムを撮影し、撮影範囲 ·Χ線条件の初期値を決定した後、本スキャンに移行してビュー毎の投影データの計測（ビュ一データ計測）を開始する。管電流値を含む X線条件は本スキャン中に随時更新される。

[0015] 以下、図 3に基づいて管電流制御処理の流れを詳細に説明する。

はじめに、ステップ S1では、 X線 CT装置 1によりスキヤノグラム撮影が行われる。ステツプ S2では、ステップ S1によって撮影されたスキヤノグラム画像に基づいて撮影範囲が設定される。ステップ S3では、管電流値を含む X線撮影の条件設定が行われる。ここで設定される管電流値が撮影条件の初期値となる。ステップ S4では、ステップ S2および S3で設定された撮影範囲および撮影条件に従いビューデータ計測が行われる。

[0016] ステップ S5では、投影データ解析装置 17の入力段に備えられたデータ圧縮装置により投影データの圧縮処理が行われる。

[0017] ステップ S6では、投影データ解析装置 17の解析用画像再構成手段 17aにステツプ S5で圧縮された投影データが入力される。解析用画像再構成手段 17aは、解析用画像の再構成処理を行う。ステップ S 7では、ステップ S6で作成された解析用画像に基づいて再構成画像解析手段 17bが再構成画像を解析し、解析用画像における所定の基準物質 (例えば、水）による換算透過長を算出する。ステップ S8では、管電流制御値算出手段 17cが得られた換算透過長に基づいて透過長一制御値変換テ一ブル等を使って最適管電流値を算出する。ステップ S9では管電流制御値算出手段 17cで算出した最適管電流値に基づいて X線高電圧装置 14の管電流値を修正するか否かを初期条件の偏差に基づき判断する。管電流値を修正しない場合には、 S 4に戻り、現在の管電流値に基づいてビューデータ計測を続行する。管電流値を修正する場合には S10へ進み、管電流を含む X線条件を再設定し、その再設定された新たな管電流値を X線高電圧装置 14に入力する。そして、ステップ S4へもどり、新たな電流制御値による X線条件によってビューデータ計測を行う。

[0018] ステップ S11では、ステップ S4で計測した投影データに基づいて、画像処理装置 2 3が画像再構成処理を行う。ステップ S11とステップ S5〜S10とは、並列処理が可能である。この並列処理によって一連の計測及びデータ処理の高速化が図れる。ステップ S4で得られた投影データは、回転系のデータ伝送装置 15によりホストコンピュータ 20に出力される。ステップ S11では、ホストコンピュータ 20のデータ伝送装置 22が投影データを受信し、画像処理装置 23に出力する。画像処理装置 23は、投影データに基づいて画像再構成処理を行レ、、断層像を表示装置 30に出力する。ステップ S 12では、計測が終了したか否力を判断し、「Yes」であれば計測を終了する。「No」であればステップ S4へ戻る。

[0019] 次に再構成画像解析手段 17bについて更に詳細に説明する。再構成画像解析手段 17bは主に解析用再構成画像について再投影処理を実施するもので、再投影方向の換算透過長情報を算出することができる。また、本実施の形態に係る再構成画像解析手段 17bは、再投影時に閾値処理を施すことができる。例えば、図 4、 5に示したような骨の再投影データ Bが算出可能である。

[0020] 図 4 (A)では、骨咅 B分（B) 41、 42、 43、 44、 46、 49と軟咅糸且織 (T) 45、 46、 47を有する断層像 40の例が示されている。図 4 (A)では、断層像 40に対し所定の Ci s での閾値処理を施して、骨、軟部組織などの各種領域を抽出する。そして、領域抽出された断層像 40の X方向からの X線透過のプロファイルが 4Aのように算出される。その算出されたプロファイルの中から最大再投影値 Bmaxが求められる。これを X方向以外の最大再投影値 Bmaxを被検体の周りについて全周分加算することで X管電流に反映される制御プロファイルが得られる。

[0021] 図 5では、図 4と別の部位での換算透過長を得る例である。図 4と同様に、骨部分（ B) 51、 52、 53、 54、 56、 59と軟咅組織 (T) 55、 56、 57を有する断層像 50の ί列力示されている。この例では X線透過のプロファイルが 5Αのように算出される。図 4の 4 Αと図 5の 5Αを比較してみれば判るように、被検体の計測部位によって最大再投影値 Bmaxが大きく変動する。

[0022] 管電流制御値算出手段 17cは、得られた制御プロファイルを換算透過長に変換し、その変換された換算透過長から最適な管電流の制御値を算出する。管電流制御値算出に当たっては、被検体を均一な物質 (例えば水)で楕円近似し、楕円近似された形状の物質 (例えば水）等価な透過長を基準に換算する。例えば、∑F (j)は、全 CT値の再投影方向（例えば X方向）の積分値であるから、次式（1)で水等価透過長 Dw〔mm〕が求められる。ここで言う CT値は空気を 0、水を 1000とした。

Dw=∑F (j) *p/N*1000 (1) [0023] ここで、 Pは画素サイズ〔mm〕、 Nは被検体をカバーする再投影ビーム数（再投影方向から見た被検体の幅に相当）である。管電流の電流制御値 Qは Dwの関数 (あるいはテーブルの形で）としてあらかじめ与えられており、電流制御値は（2)式により求める。解析対象が投影データでなく再構成画像を用いているため、被検体断面の評価精度が向上する。

Q = f (Dw) (2)

[0024] 閾値付きの再投影処理をした場合、さらに軟部組織と骨の透過長を（3)，（4)式で算出することが可能である。ここで、 Nt、 Nbは軟部組織、骨を含む再投影ビーム数である。骨の CT値を 2000、軟部組織を 1040とすれば、

Db =∑B (j) *p/Nb*2000 (3)

Dt=∑T (j) *p/Nt*1040 (4)

電流制御値は、軟部組織と骨の透過長とにそれぞれ重み付けして水の透過長を（ 5)式で求め、（2)式で電流制御値を求める。

[0025] 重み係数 Wt、 Wbは共に 1.0としても良レ、が、管電圧が低い場合はより骨の影響が大きくなるので、骨の重み Wbを大きくすることで管電流を高めに設定するような調整が可能である。

また、小児などでは骨の影響も小さぐ出来るだけ管電流を低めに設定し X線被曝を抑制することが望ましい。この場合は骨の重み Wbを小さくする調整が可能である。また、後述する撮影臓器の部位毎の重みとして Wt、 Wbを用いても良い。

Dw=Wt*Dt+Wb*Db (5)

[0026] また、重み係数を用いない方法では軟部組織の透過長および骨の透過長と最適管電流値の関係をあらかじめ求めておくことも可能である。その場合、最適管電流の電流制御値 Qは（6)式となる。

Q = f (Dt, Db) (6)

[0027] この場合、臨床データを同様に解析して、 2次元のテーブルを統計的に求めてもよレ、。

いずれにしても、骨の透過長を考慮した被検体断面の算出が可能なため、被検体断面の一層の計測精度の向上が図れる。 [0028] 再投影処理は:!枚の解析用再構成画像から複数方向で実施しても良ぐ X方向（3 時）、 Y方向（0時）の 2方向以上で実施すれば、位相の進んだ 6時、 9時方向の透過長が推定可能である。管電波を正弦波状あるいは任意の関数として制御する場合では、最大値と最小値などがあれば良いので、演算量を減らすため X方向、 Y方向を交互に演算してもよい。

[0029] 次に X線 CT装置 1の動作について説明する。本実施形態に係る X線 CT装置 1の X 線検出器 12は、例えば、 1024チャンネルの検出素子を有すれば、 1回転あたり 102 4回ビューデータを取り込む。また、 DAS 13からの投影データは投影データ解析装置 17の入力段に備えられたデータ圧縮装置によって、マルチスライス検出器の中央 2列分の平均値が投影データ解析装置 17に入力されるように構成する。さらに、ビュ一方向、チャンネル方向ともに、 8サンプルデータを加算し、 128チャンネルのビューデータが、 1回転あたり 128回入力される。元データのサンプリング間隔が 0· 5mmとすれば、 4mm程度の分解能を持った解析用画像が再構成可能となる。解析用再構成画像マトリクスは 128画素とすれば、分解能 4mmで最大 FOV (関心領域）は 512m mとなる。読影用の再構成画像に比べ、再構成マトリクス力 1/16、ビュー数が 1/8 なので、およその演算規模は 1/128程度となる。この場合、フィルタ補正処理は 25 6点のフーリエ変換を実施してあらかじめ保存されているボケ補正フィルタによって施す。さらに逆投影処理はボケ補正フィルタの後に実施する。再構成に必要なビューデータの逆投影処理が終了すると解析用断層像が再構成される。ちなみに水データと共に空気データやオフセットデータも保存しておく必要がある力空気データゃォフセットデータは 1ビュー分で良いため、各データの記憶に要するメモリ容量は少なくてよい。

[0030] マルチスライス CTの場合では、配列される列数が多くなると Feldkamp法等の 3次元逆投影演算が必要であるが、本実施例においては従来の 2次元再構成で特定の列のみをそのまま再構成しても十分実用性がある。

また、評価断面の換算透過長の推定精度の向上は、中央付近の列のみだけでなく、端の列の画像もあわせて再構成し、体軸方向に複数点の換算透過長を取得すればよい。 [0031] 本スキャンに先立ち、 X線条件の初期値 X〇、制御指示の時間間隔 Atが入力される。 X〇はスキヤノグラムを解析した結果得られた最適値でも、操作者が経験的に決めた直でもよい。

[0032] また、制御指示の時間間隔 Atは任意であるが、あまり頻繁に管電流値を更新しても X線被曝の適正化がなされなければ有意でなレ、ため、制御系の応答時間などを考慮して決定し、当然ビュー数や角度間隔で定義されてもよい。たとえば、 1回転あたり 128ビューとすれば、 32ビュー毎に管電流値を出力すれば、 1回転あたり 4回更新可能となる。

[0033] 図 6にスキャン中の各処理のタイミングチャートを示す。 toでスキャンが開始され X線の曝射が始まると、それに同期してデータの収集動作が開始される。ここで、管電流の初期値を XOとする。データ伝送装置 15には計測した全てのデータが送られ、静止系に伝送される。ホストコンピュータ 20に取り込まれたデータは画像処理装置 23 で読影用の断層像として再構成される。

[0034] 一方、投影データ解析装置 17では管電流制御値を決定するため、解析用画像再構成、再構成画像解析、最適管電流制御値算出処理を実施する。解析用画像再構成、再構成画像解析、最適管電流制御値算出処理はそれぞれパイプライン的に処理される。最適管電流制御値算出処理で得られた新たな管電流制御値が X線高電圧装置 14に送られ、 t6で始めてフィードバックが有効になる。なお、フィードバックが有効になった時点を実質的な撮影開始点としてもよい。

[0035] ここで得られた管電流値は、時間 tl _t2付近で得られた投影データから再構成された解析用画像を基に設定されたものであり、対応する位相（角度)情報を有している。ここで、 X線高電圧装置 14は対応する位相 t6で実際の制御値を変更する。従来技術のような投影データを直接処理して管電流制御値を決める場合は、ブリアンプゲイン、ログ変換ゲイン、焦点一検出器間距離などが変化すると管電流値のパラメータの見直しが必要である力 CT値という絶対値に基づいて設定されるため、安定した制御が可能である。

[0036] 図 7は、軟部組織、骨、肺野の 3つの組織範囲ごとに X、 Y方向の再投影結果を示したものである。横軸は体軸方向で、背景のスキヤノグラム像の位置に対応している。ここで、軟部組織の再投影結果に着目すると、 X、 Y両方向とも肺野存在位置のみが高い再投影値を示している。

[0037] 一方、骨の再投影値は肩の付近から増加している。このように撮影部位の特徴がそれぞれ表れていることが判る。そこで、本実施形態では各再投影値を用いて部位判定することを可能とした。

[0038] 本実施形態では自動的に部位ごとに被曝線量を制御可能としたが、当然、スキヤノグラムなどで特に被曝線量を低くしたレ、部位を操作者が設定しその情報を用いて制御しても良いが、管電流値が断層像の計測部位に合わせて追従設定されるほうが使い勝手の点では望ましい。

[0039] また、本実施形態では、透過長を水の X線吸収係数に換算するように説明したが、水に限らす X線吸収係数の指標になる物質は骨、軟部組織などから任意に選択してもよい。なぜならば、被検体が所定の物質の透過長として換算できればよいからである。

Claims

請求の範囲

[1] 被検体に X線を照射する X線源（11)と、

前記 X線源（11)と前記被検体を挟んで対向して配置され、前記被検体の透過 X線を投影データとして検出する X線検出器 (12)と、前記 X線源（11)および前記 X線検出器 (12)を回転する回転手段（19)と、

前記回転手段（19)によって前記 X線管 (11)および前記 X線検出器（12)が回転され複数の角度方向について投影データを収集し、これらの収集された投影データを再構成演算し、前記被検体の断層像を生成すると共に、前記 X線源 (11)、前記回転手段 (19)を制御する制御手段 (20)と、

前記生成された断層像を表示する表示手段 (30)と、

を備えた X線 CT装置にぉレ、て、

前記投影データから前記被検体の撮影部位における解析用の断層像を再構成し、その再構成された断層像を再投影して制御プロファイルを生成する投影データ解析手段（17)と、

前記生成された制御プロファイルに基づレ、て前記 X線管に供給する電流値を制御する管電流制御手段（18)と、を備えた、

ことを特徴とする X線 CT装置。

[2] 前記投影データ解析手段（17)は、所定の方向から X線が照射されたとき、その透過方向に存在する X線吸収量の異なる部位によって構成される X線吸収量のプロフアイルを再投影して前記制御プロファイルを生成すること特徴とする請求項 1に記載の X 線 CT装置。

[3] 前記投影データ解析手段（17)は、前記再投影された X線吸収量のプロファイルを前記被検体の全周分求め、その全周分 X線吸収量のプロファイルを加算して前記制御プロファイルを生成すること特徴とする請求項 1に記載の X線 CT装置。

[4] 前記投影データ解析手段（17)は、

前記投影データの一部から解析用の断層像を再構成する解析用画像再構成手段（ 17a)と、

前記再構成された解析用の断層像について所定の X線吸収を有する基準物質の X 線透過長を換算透過長として算出する再構成画像解析手段（17b)と、前記算出された換算透過長に基づいて前記 X線管（11)に供給するための電流量を算出する管電流制御値算出手段（17c)と、

を備えたことを特徴とする請求項 1乃至 3の何れかに記載の X線 CT装置。

[5] 前記投影データ解析手段（17)は、前記管電流制御値算出手段（17c)によって算出された電流制御値を臓器部位ごとに臓器部位情報を用いて変更する部位重み決定手段（17d)をさらに備えたことを特徴とする請求項 4に記載の X線 CT装置。

[6] 前記投影データ解析手段（17)は、前記被検体のスキヤノグラム撮影を行い、前記撮影されたスキヤノグラム画像に基づいて撮影範囲、管電流値を含む X線撮影の初期条件を設定し、それらの設定された撮影範囲および撮影条件に従い投影データの計測を行い、計測された投影データを用いて解析用画像の再構成処理を行い、前記再構成処理された解析用画像における所定の方向からの制御プロファイルを生成し、前記生成された制御プロファイルに基づいて換算透過長を求め、その求められた換算透過長より管電流値を算出することを特徴とする請求項 4に記載の X線 CT装置

[7] 前記投影データ解析手段（17)は、前記基準物質を用い、換算透過長から管電流値を算出することを特徴とする請求項 6に記載の X線 CT装置。

[8] 前記投影データ解析手段（17)は、骨透過長と軟部組織透過長とに所定の重み付けを行い、前記換算透過長を算出することを特徴とする請求項 6に記載の X線 CT装置

[9] 前記所定の重み付けは、前記解析用断層像に基づいて前記被検体の臓器部位を特定し、前記特定された臓器部位に応じて行われることを特徴とする請求項 8に記載の X線 CT装置。

[10] 前記解析される換算透過長は、水等価透過長、骨透過長および軟部組織透過長を含む透過長により換算することを特徴とする請求項 6乃至 9の何れか一項に記載の X 線 CT装置。