谱为(p(E),设能量加权函数为w (E)，将它们的关系式设为￥(E) (E) ?W(E)。另外，能量流量屯(E) '相当于校正 后的第一计数数据中的每个波高范围的计数结果。能谱( E )相当于校正前的第一计数 数据中的每个波高范围的计数结果。能量加权函数W(E)与由步骤ST4估计出的能谱中的 每个能量（带）E的加权系数对应。加权系数使用由步骤ST4估计出的能谱(p (E) >中的 每个能量（带）E的X射线强度（=第二检测信号的每个波高范围的计数结果）的倒数。
[0079] 总之，重建部63根据由步骤ST5校正后的第一计数数据，来重建被检体P的医用 图像数据。重建后的医用图像数据被写入图像存储部64。图像存储部64内的医用图像数 据由显示部65来显示。
[0080] 如上述那样，根据本实施方式，存储分别与用于从X射线管12照射X射线的多个 管电压（或管电流）对应起来的、表示X射线的能谱的多个基准计数数据。接着，收集第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计数结果，输出表示X射线的能谱的第一计 数数据以及第二计数数据。另外，根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱 的比较，来估计照射X射线时的管电压或管电流。另外，使用根据估计出的管电压或管电流 而求得的能谱，校正与第二计数数据一起得到的第一计数数据。另外，根据校正后的第一计 数数据，重建医用图像数据。由此，能够校正从X射线管12照射的X射线的能谱的变动，能 够准确地重建每个能量或每个能带的断层图像。
[0081]另外，在步骤ST3中，当将具有计算出的相似度中的最大相似度的基准计数数据 的管电压估计为向被检体P照射时的管电压时，能够简单快速地估计管电压。
[0082]另外，在步骤ST3中，当通过曲线来近似计算出的相似度与具有该相似度的各基 准计数数据的管电压的关系、将与该曲线表示最大值时的相似度相关的管电压估计为向被 检体P照射时的管电压时，能够以高精度估计管电压。
[0083] 另外，在步骤ST4中，当根据估计出的管电压和分别与夹着该管电压的两个管电 压对应的两个各基准计数数据，对该各基准计数数据所示的两个能谱之间进行插值，来估 计以该估计出的管电压来照射的X射线的能谱时，能够估计与以高精度估计出的管电压对 应的能谱。
[0084] 另外，在步骤ST5中，校正处理部62也可以不是校正第一计数数据而是校正照射 时的管电压。如之前叙述的那样，考虑尽管应该照射的管电压为100.0 kv，但估计出的（认 为实际被照射的）管电压会发生变动，例如会成为99. 8kV那样的低的值的情况。在这样的 情况下，校正处理部62提高照射的管电压的电压。具体而言，一边使管电压的值逐渐地上 升一边继续管电压的估计处理，采用估计出的管电压成为100.0 kV的时间点的管电压来进 行摄像。当估计出的管电压高于应该照射的管电压时，相反地一边逐渐降低管电压的电压 一边进行管电压的调整。
[0085] <第二实施方式>
[0086] 接着，参照图1，对第二实施方式的X射线CT装置进行说明。
[0087] 第二实施方式是第一实施方式的变形例，使用在摄影中针对每个视角将管电压在 高电压（例如，135kV)和低电压（例如，80kV)之间切换的kV转换方式。
[0088] 随之，作为X射线管12,使用一边在时间上调制管电压一边被驱动的X射线管。
[0089] 另外，校正处理部62具有根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能 谱的比较，估计在时间上调制后的管电压的功能。
[0090] 在此，作为比较对象的第二计数数据，如在图5中示出一个例子那样，使用对在管 电压的目标值（例如，135kV)相同的1视角（view)内的多个时间点（例如，tl~t5)取 得的多个第二计数数据进行平均而得到的结果。即，比较对象的第二计数数据如图5的下 部所示的那样，具有X射线的能谱。在图5的上部中，纵轴表示管电压，横轴表示时刻。另 外，图5的上段中，点划线的矩形波表示"管电压的目标值"，实线的粗的矩形波表示管电压 的实测值。另外，当在摄影中不切换管电压时（当管电压的实测值为恒定时），将对在任意 的多个时间点取得的多个第二计数数据进行平均而得到的结果作为比较对象的第二计数 数据即可。此时，可将在时间上调制后的管电压的平均值作为估计结果来得到。
[0091] 其它的结构与第一实施方式相同。
[0092] 接着，参照图4的流程图，说明如以上那样构成的X射线CT装置的动作。
[0093] 现在，设如上述那样，已执行步骤ST1。
[0094] 在步骤ST1之后，在X射线CT装置中，一边在时间上调制管电压，一边驱动X射线 管12,进行被检体P的摄影。
[0095] 数据收集部（DAS) 32收集第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的计 数结果，并将表示X射线的能谱的第一计数数据以及第二计数数据向校正处理部62输出。 [0096] 当接受到第一计数数据以及第二计数数据时，校正处理部62对在管电压的目标 值相同的1视角内的多个时间点取得的多个第二计数数据进行平均，得到比较对象的第二 计数数据。
[0097] 之后，校正处理部62根据比较对象的第二计数数据与多个基准计数数据的每一 个的能谱的比较，来估计在时间上调制后的管电压。具体而言，校正处理部62使用比较对 象的第二计数数据，与上述相同地执行步骤ST2~ST3。
[0098] 以下，X射线CT装置与上述相同地执行步骤ST4~ST5,重建被检体P的医用图像 数据。其中，用于重建的运算根据kV切换方式适当地变更。
[0099] 如上述那样，根据本实施方式，即使在在时间上调制管电压驱动X射线管12的情 况下，也根据第二计数数据与多个基准计数数据的每一个的能谱的比较，来估计在时间上 调制后的管电压。由此，即使在使用kV切换方式的情况下，也能够得到与第一实施方式相 同的效果。
[0100] 另外，本实施方式对多个时间点的第二计数数据进行平均，根据得到的第二计数 数据来估计管电压。其中，本实施方式也可以变形为根据多个时间点的第二计数数据来估 计多个时间点的管电压，对得到的结果进行平均来估计管电压。
[0101] <第三实施方式>
[0102] 接着，对第三实施方式的X射线CT装置，参照图1进行说明。
[0103] 第三实施方式是第一或第二实施方式的变形例，例如，能够根据被检体P的体型 等，变更第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的区域。
[0104] 如果进行补充，第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b将X射线检测 器31划分为两个区域来使用。然而，该划分根据被检体P的体型等有可能会不合适。例如， 根据被检体P的体型等，有可能被检体P的一部分会覆盖与第二X射线检测器31b对应的 第二区域。
[0105] 从而，本实施方式能够变更第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b的 区域。例如，也可以将第二X射线检测器31b的区域从X射线检测器31的左侧的端部区域 变更为右侧的端部区域。或者，也可以使用X射线检测器31的左侧的端部区域作为第二X 射线检测器31b的区域不变，而变更该端部区域的列数。
[0106] 随之，输入部（输入装置）66根据操作者的操作，接受用于切换作为第一 X射线检 测器以及第二X射线检测器31a、31b来使用的区域的输入信号。另外，输入部66将所接受 的输入信号经由系统控制部61以及架台控制传送部41向数据收集部（DAS)32送出。
[0107] 数据收集部（DAS) 32具有根据输入部66所接受的输入信号，切换X射线检测器 31中的、作为第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b而使用的区域的控制功能 (控制部）。
[0108] 根据以上那样的结构，输入部66预先接受输入信号。数据收集部（DAS)32根据输 入部66所接受到的输入信号，切换X射线检测器31中的、作为第一 X射线检测器以及第二 X射线检测器31a、31b来使用的区域。
[0109] 本实施方式在预先切换了作为第一 X射线检测器以及第二X射线检测器31a、31b 来使用的区域之后，与第