JP5784090B2 - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Description

この発明は、被検体にＸ線を曝射して投影データを収集し、収集された投影データに基づいて画像を再構成するＸ線ＣＴ装置に関する。特に、この発明は、被検体に対するＸ線照射量を制御するＸ線ＣＴ装置に関する。

Ｘ線ＣＴ装置は、被検体を間にして対向配置されたＸ線管球とＸ線検出器とを被検体の周囲で回転させながらＸ線管球からＸ線を曝射し、被検体を透過したＸ線をＸ線検出器で検出する。そして、Ｘ線検出器によって検出されたデータをデータ収集装置（ＤＡＳ）によって投影データとして収集し、収集された投影データを再構成処理することによって被検体の画像を生成する。例えば、Ｘ線管球とＸ線検出器とを３６０°、又は（１８０°＋ファン角）回転させて投影データを収集し、３６０°分、又は（１８０°＋ファン角）分の投影データに基づいて画像を生成する。

被検体に対するある角度において、複数の検出素子を有するＸ線検出器で検出された検出データの集合をビュー（ｖｉｅｗ）と称する。例えば１°ごとに１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する場合には、Ｘ線管球及びＸ線検出器を１回転させることで３６０ビューの投影データを得て、この３６０ビューの投影データを用いて画像を再構成することになる。

また、Ｘ線管球からＸ線を曝射しながら、被検体が載置された寝台を被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させることより、被検体に対するＸ線管球の相対的な軌跡がらせん状となるような所謂ヘリカルスキャンが行われている。

ところで、実際の人体には、Ｘ線吸収量の多い組織やＸ線吸収量の少ない組織があり、それらが重なったり入り組んだりしている。Ｘ線管球に供給する管電流を一定にしてヘリカルスキャンを実行すると、同じ組成であってもその箇所に実際に到達するＸ線量が変わる。その結果、Ｘ線検出器の出力にばらつきが発生してしまう。そこで、ヘリカルスキャンの実行にあたって、Ｘ線を曝射しながらＸ線照射量（管電流）を変調（モジュレーション）するスキャン方法が提案されている（例えば特許文献１）。

ここで、従来技術に係るＸ線照射量の変調（モジュレーション）方法について図４を参照して説明する。図４は、従来技術に係るＸ線照射量の変調（モジュレーション）方法を説明するための図である。図４（ａ）は、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）を示す図である。図４（ａ）において、横軸は被検体の体軸方向（ｚ軸方向）における位置を示し、縦軸はＸ線照射量（管電流）の比率を示している。図４（ｂ）は、被検体の体軸方向に直交する断面（ｘ−ｙ断面）において、Ｘ線管球の角度（回転位置）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）を示す図である。図４（ｂ）において、横軸は被検体の周りにおけるＸ線管球の角度（回転位置）を示し、縦軸はＸ線照射量（管電流）の比率を示している。

体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調とを組み合わせることで、ヘリカルスキャンにおけるＸ線照射量の変調を行っている。以下、体軸方向に対するＸ線照射量の変調と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調とを組み合わせたＸ線照射量の変調を、「３Ｄモジュレーション」と称する場合がある。また、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調を「ｚ軸モジュレーション」と称し、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調を「ｘ−ｙモジュレーション」と称する場合がある。

体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）については、予め取得されたスキャノ画像に基づいて、被検体の体厚やＸ線吸収率の大きな臓器の有無によってＸ線照射量の比率を決定している。例えば図４（ａ）に示すように、体軸方向（ｚ軸方向）における被検体Ｐの体厚に応じて、体軸方向（ｚ軸方向）おけるＸ線照射量の比率を決定している。被検体Ｐの体厚が厚い箇所においてはＸ線照射量の比率を高くし、体厚が薄い箇所においてはＸ線照射量の比率を低くしている。また、１回のヘリカルスキャンにおいてＸ線管球及びＸ線検出器を回転させる総回転数を予め求めておき、１回転ごとにＸ線管球に供給する管電流値（ｍＡ）をテーブルデータとしてＸ線ＣＴ装置に予め設定しておく。そして、スキャンを開始した後、Ｘ線管球及びＸ線検出器を被検体の周りに１回転させる度に、テーブルデータに従った管電流をＸ線管球に供給している。

ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（モジュレーション）については、予め取得されたデュアルスキャノ画像（ｘ軸方向からのスキャノ画像とｙ軸方向からのスキャノ画像）に基づいて、ｘ軸方向の体厚及びｙ軸方向の体厚及び臓器組織によってＸ線照射量の比率を求めている。具体的には、ｘ−ｙ断面における被検体Ｐの形状を楕円モデルによって近似し、楕円の短軸と長軸との割合（短軸／長軸）によって、短軸方向（ｙ軸方向）からのＸ線照射量をより低減するようにＸ線照射量の比率を決定する。例えば図４（ｂ）に示すように、被検体Ｐの周りにおけるＸ線管球の角度（回転位置）に応じて、短軸方向（ｙ軸方向）からのＸ線照射量の比率を低くし、長軸方向（ｘ軸方向）からのＸ線照射量の比率を高くしている。そして、原点（０°の位置）に設置された原点センサーによって、Ｘ線管球及びＸ線検出器が被検体Ｐの周りを１回転するのに要する時間を測定し、その時間を基にしてＸ線管球が各角度（各回転位置）に位置する時間を求め、その時間に従ってｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量を変える。このように、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（モジュレーション）は、時間に基づいてＸ線管球の角度（回転位置）を特定して、Ｘ線管球に供給する管電流を制御している。

そして、図４（ａ）に示す体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の比率と、図４（ｂ）に示すｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の比率とを掛け合わせることで、３ＤモジュレーションにおけるＸ線照射量の比率を求める。これにより、３ＤモジュレーションにおけるＸ線照射量の比率は、ｘｙｚ軸によって規定される３次元空間におけるＸ線照射量（管電流）の比率を示すことになる。そして、３ＤモジュレーションにおけるＸ線照射量の比率に従って管電流を変えながらＸ線管球に管電流を供給してヘリカルスキャンを実行する。

特開２００７−１１７７１９号公報

上述したように、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（モジュレーション）では、Ｘ線管球及びＸ線検出器の１回転ごとに管電流の大きさを変える制御を行っている。このように１回転ごとに管電流の値を変えているため、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調は、離散的な値が含まれる条件によって制御される。一方、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（モジュレーション）では、Ｘ線管球の角度（回転位置）に応じて管電流の値が制御される。従って、体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調とを組み合わせた場合、その組み合わせで得られる３Ｄモジュレーションにおける管電流値は連続性が損なわれるおそれがある。特にヘリカルピッチが大きい場合、１回転で進む寝台の移動距離が長くなるため、管電流の切り替え幅が大きくなってしまう問題がある。

また、ｚ軸モジュレーションにおける管電流の切り替えタイミングと、ｘ−ｙモジュレーションにおけるＸ線照射量の低減率が大きくなるタイミングとが重なると、３Ｄモジュレーションにおける管電流値の変調幅が更に大きくなってしまうため、管電流値の連続性が更に損なわれてしまう。

以上のように、従来技術に係る３Ｄモジュレーションでは、管電流値の連続性が損なわれるため、Ｘ線検出器の出力のばらつき（標準偏差：ＳＤ値）を極力一定に保つことが困難であった。

また、ｚ軸モジュレーションではＸ線管球の回転数に応じて変調を行い、ｘ−ｙモジュレーションではＸ線管球の角度（回転位置）に応じて変調を行っている。このように、ｚ軸モジュレーションとｘ−ｙモジュレーションとで制御方式が異なるため、ｚ軸モジュレーションとｘ−ｙモジュレーションとを同期させることが困難であった。

この発明は上記の問題を解決するものであり、ヘリカルスキャンにおいてＸ線照射量の変調の連続性を高めて撮影を行うことが可能なＸ線ＣＴ装置を提供することを目的とする。

請求項１に記載の発明は、Ｘ線発生手段と、被検体を挟んで前記Ｘ線発生手段と対向配置されて、前記Ｘ線発生手段から曝射されて前記被検体を透過したＸ線を所定の収集タイミングで投影データとして収集するＸ線検出手段と、を有し、前記収集タイミングの経過とともに、前記Ｘ線発生手段及び前記Ｘ線検出手段が前記被検体の周りを回転するとともに、前記被検体の体軸方向における前記被検体と前記Ｘ線発生手段との相対的な位置を変えてヘリカルスキャンを行うＸ線ＣＴ装置であって、前記被検体の体軸方向に前記回転の数に応じて変化するＸ線の照射量の第１の変化と、前記収集タイミングの経過に対応する前記回転の角度の変化に応じて変化するＸ線の照射量の第２の変化とを予め受けて、前記第１の変化を前記収集タイミングの経過に応じてスムージング処理をし、その前記スムージング処理が施された前記第１の変化と、前記第２の変化とに基づいて、前記体軸方向と前記被検体の周りの方向とによって規定される３次元空間において変化するＸ線の照射量の第３の変化を求め、前記所定の収集タイミングに応じて前記第３の変化に対応する照射量で前記Ｘ線発生手段からＸ線を曝射させる制御手段を更に有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置である。

この発明によると、３次元空間において変化するＸ線の照射量の第３の変化を求め、投影データの収集タイミングに応じて第３の変化に対応する照射量でＸ線発生手段からＸ線を曝射させることで、Ｘ線照射量の連続性を向上させることが可能となる。

この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。 この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置による動作を示すタイミングチャートである。 変形例１に係るＸ線ＣＴ装置による動作を示すタイミングチャートである。 従来技術に係るＸ線照射量の変調（モジュレーション）方法を説明するための図である。

この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置について図１を参照して説明する。図１は、この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を示すブロック図である。

この実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、架台装置１、コンソール部２、及び寝台装置３を備えている。架台装置１は、Ｘ線管球１３及びＸ線検出器１４を格納した図示しない回転架台（ガントリ）を備えて投影データを収集する。その投影データはコンソール部２に出力されて再構成処理が施される。また、寝台装置３は、被検体を載置するための寝台３０を備えている。

架台装置１には、Ｘ線管球１３と、そのＸ線管球１３と対になるＸ線検出器１４とが設けられている。Ｘ線検出器１４は、検出素子を互いに直交する２方向（スライス方向（体軸方向）とチャンネル方向（円周方向））それぞれにアレイ状に複数配列し、これにより２次元のＸ線検出器を構成している。なお、Ｘ線検出器１４には、検出素子をチャンネル方向（円周方向）に複数配列したＸ線検出器を用いても良い。

高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、Ｘ線を曝射させるための管電圧及び管電流をＸ線管球１３に供給する。これによりＸ線管球１３からＸ線が発生する。

Ｘ線検出器１４にはデータ収集部（ＤＡＳ）１５が設けられている。データ収集部１５はＸ線検出器１４の各検出素子と同様に配列されたデータ収集素子を有し、Ｘ線検出器１４により検出されたＸ線（検出信号）を、制御部１０から出力されたデータ収集制御信号（Ｖｉｅｗ Ｔｒｉｇｇｅｒ信号（ＶＴ信号））に対応させて収集する。この収集されたデータが投影データとなる。データ収集部１５は、１つのＶＴ信号に対応して１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する。

そして、Ｘ線管球１３から曝射されたＸ線は、所定幅のスリット（開口部）が設けられた図示しないＸ線コリメータを介して寝台３０に載置された被検体に照射される。被検体を透過したＸ線はＸ線検出器１４で検出され、その検出信号はデータ収集部１５にて投影データとして収集される。Ｘ線管球１３、Ｘ線検出器１４、及びデータ収集部１５は、図示しない回転架台（ガントリ）に一体的に固定されている。

ＶＴ信号は回転架台の角度（回転位置）に対応している。例えば１°ごとに１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する場合には、データ収集部１５は回転架台が１°回転するたびに１つのＶＴ信号を受けて、回転架台が１°回転するたびに１ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する。この場合、データ収集部１５は回転架台１回転あたり３６０のＶＴ信号を受けて、回転架台が１回転するたびに３６０ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを収集する。

架台駆動部１６は、図示しない回転架台を回転させるモータ１７と、制御部１０から出力された架台制御データに基づいてモータ１７を駆動させるサーボアンプ１８と、モータ１７の回転角を検出するエンコーダ１９とを備えている。架台駆動部１６は、制御部１０から出力された架台制御データに基づいて図示しない回転架台を回転させる。これにより、回転架台は回転中心を中心として回転させられる。エンコーダ１９はモータ１７の回転角に応じたパルスを発生する。架台駆動部１６は、エンコーダ１９によって発生させられたパルスに応じたエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。

コンソール部２のスキャン制御部２０は、Ｘ線の曝射条件、曝射タイミング、Ｘ線モジュレーション条件、投影データ収集条件、ヘリカルスキャンにおけるヘリカルピッチ、及び、被検体に対する撮影領域の範囲を示す情報（距離情報）を含むスキャン制御データを架台装置１の制御部１０に出力する。曝射条件には、Ｘ線管球１３に供給する管電圧値が含まれる。曝射タイミングは、Ｘ線管球１３によるＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦのタイミングを示している。曝射タイミングは、Ｘ線曝射を示すＯＮ信号と、Ｘ線曝射の停止を示すＯＦＦ信号とを含んでいる。投影データ収集条件は、１フレームの画像データを再構成するために必要な投影データのビュー（ｖｉｅｗ）数を示している。例えば、１０００ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを用いて１フレームの画像データを再構成する。

また、スキャン制御部２０は、図示しない回転架台を一定の速度で安定的に回転させるための架台制御データを制御部１０に出力する。架台制御データには回転架台の回転速度が含まれている。

さらに、スキャン制御部２０は、寝台３０の寝台天板を一定の速度で被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させるための寝台制御データを寝台装置３の寝台駆動部３１に出力する。寝台制御データには、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に対する寝台天板の移動速度が含まれている。

寝台装置３は、寝台３０と寝台駆動部３１とを備えている。寝台３０は、被検体を載置するための寝台天板と、寝台天板を支持する寝台基台とを備えている。寝台天板は、寝台駆動部３１によって被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動可能となっている。寝台基台は、寝台駆動部３１によって寝台天板を上下方向に移動させることが可能となっている。

例えば操作者が図示しない入力装置を用いて、スキャン制御データに含まれる情報、架台制御データに含まれる情報、及び、寝台制御データに含まれる情報を入力する。入力装置によって入力された各情報は、図示しない記憶部に記憶される。スキャン制御部２０は、その記憶部に記憶されているスキャン制御データ、架台制御データ、及び寝台制御データを読み込んで各部に出力する。

（Ｘ線モジュレーション条件）
スキャン制御データに含まれるＸ線モジュレーション条件には、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に対するＸ線照射量の変調（ｚ軸モジュレーション）の条件と、ｘ−ｙ断面におけるＸ線照射量の変調（ｘ−ｙモジュレーション）の条件とが含まれる。

（ｚ軸モジュレーション条件）
ｚ軸モジュレーション条件は、Ｘ線管球１３を格納する回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータである。ｚ軸モジュレーション条件は、体軸方向（ｚ軸方向）における被検体の体厚及び臓器組織に応じた体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を示している。具体的には、１回のヘリカルスキャンにおいて回転架台を回転させる総回転数を予め求めておき、１回転ごとにＸ線管球１３に供給する管電流値（ｍＡ）を予めテーブルデータとして求めておき、そのテーブルデータをｚ軸モジュレーション条件とする。なお、ｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値が、この発明の「第１の変化」の１例に相当する。

例えば被検体のスキャノ画像を予め取得し、そのスキャノ画像に基づいて被検体の体厚やＸ線吸収率の大きな臓器の有無を特定してｚ軸モジュレーション条件を決定する。この場合、被検体の体厚が厚い箇所においてはＸ線照射量の比率を高くし、体厚が薄い箇所においてはＸ線照射量の比率を低くしてｚ軸モジュレーション条件を決定する。

ここでｚ軸モジュレーション条件の具体例を図２に示す。図２は、この発明の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置による動作を示すタイミングチャートである。ｚ軸モジュレーション条件が示すテーブルデータは、回転架台の回転数に対する管電流値（ｍＡ）によって規定されている。従って、ｚ軸モジュレーション条件が示す回転数に対する管電流値（ｍＡ）は離散的な値となっている。図２に示すｚ軸モジュレーションテーブルデータが、ｚ軸モジュレーションのテーブルデータに相当する。例えばｚ軸モジュレーション条件は、［５００、４５０、４００、３８０、３６０、３５０、３５０、３６０、３７０、３８０、３８０、３７０、・・・］ｍＡのように、回転架台の回転ごとの管電流データ配列として表わされている。

回転架台の回転速度、寝台３０の寝台天板の体軸方向（ｚ軸方向）への移動速度、及び、ヘリカルスキャンにおける体軸方向（ｚ軸方向）への撮影範囲（距離）に基づいて、１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数を予め求めておく。そして、回転架台の１回転ごとの管電流値をテーブルデータとして表すｚ軸モジュレーション条件を予め作成して、スキャン制御部２０に予め設定しておく。例えば操作者が回転架台の１回転ごとの管電流値を決定して、１回転ごとの管電流値をテーブルデータとして表すｚ軸モジュレーション条件を作成する。そして、操作者が図示しない入力装置を用いてｚ軸モジュレーション条件を入力することで、ｚ軸モジュレーション条件がスキャン制御部２０に設定される。

（ｘ−ｙモジュレーション条件）
ｘ−ｙモジュレーション条件は、回転架台の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を示すデータである。すなわち、ｘ−ｙモジュレーション条件は、Ｘ線管球１３の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を示すデータである。なお、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率が、この発明の「第２の変化」の１例に相当する。

例えば被検体のデュアルスキャノ画像（ｘ軸方向からのスキャノ画像とｙ軸方向からのスキャノ画像）を予め取得し、そのデュアルスキャノ画像に基づいてｘ軸方向の体厚及びｙ軸方向の体厚を特定して、Ｘ線管球１３の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を求める。この場合、ｘ−ｙ断面における被検体の形状を楕円モデルによって近似し、楕円の短軸と長軸との割合（短軸／長軸）によって、短軸方向（ｙ軸方向）からのＸ線照射量をより低減するようにＸ線照射量（管電流値）の比率を決定する。

ｘ−ｙモジュレーション条件はデータ収集制御信号であるＶＴ信号によって規定される。１例として、回転架台の角度（回転位置）に対するＸ線照射量（管電流値）の比率を三角関数を含む関数によって表わし、三角関数を含む関数で表わされたＸ線照射量（管電流値）の比率をｘ−ｙモジュレーション条件とする。回転架台の角度（回転位置）とＶＴ信号とが対応しているため、ｘ−ｙモジュレーション条件は、ＶＴ信号の数、すなわち、ビュー（ｖｉｅｗ）数によって表わすことができる。より具体的には、ｘ−ｙモジュレーション条件は、データ収集のタイミングのパルス数（トリガー信号の数）によって表わされている。１例として、１０００ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを用いて１フレームの画像データを再構成する場合において、１ビュー（ｖｉｅｗ）目におけるＸ線管球１３の角度（回転位置）が０°の場合、ｘ−ｙモジュレーション条件は以下の式（１）で表わされる。
式（１）： １００×［１−Ａ×ｃｏｓ（３６０×ｖｉｅｗ数／１０００）］（％）
Ａは管電流値の比率における振幅である。

例えば図２に示すように、ｘ−ｙモジュレーション条件は、Ｘ線管球１３に供給する管電流値の比率（Ｘ線照射量の比率）が三角関数によって表わされている。図２に示すｘ−ｙモジュレーション比率が、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率に相当する。ｘ−ｙモジュレーション条件はスキャン制御部２０に予め設定されている。例えば操作者がｘ−ｙモジュレーション条件を作成して、図示しない入力装置を用いてｘ−ｙモジュレーション条件を入力しても良い。このように入力されることで、ｘ−ｙモジュレーション条件がスキャン制御部２０に設定される。また、操作者は図示しない入力装置を用いて、管電流値の比率における振幅Ａを任意に変更できるようにしても良い。

制御部１０は、スキャン制御データと架台制御データとをスキャン制御部２０から受けると、架台制御データを架台駆動部１６に出力して回転架台に駆動指示を与える。架台駆動部１６のサーボアンプ１８は架台制御データを制御部１０から受けると、その架台制御データが示す回転速度に従ってモータ１７を駆動させる。モータ１７は回転架台を回転させ、エンコーダ１９はモータ１７の回転角に応じたパルスを発生する。そして、架台駆動部１６は、エンコーダ１９によって発生させられたパルスに応じたエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。例えば回転架台を１回転させるたびにエンコーダ１９が４０００パルスを発生する場合、架台駆動部１６は、回転架台１回転あたりに発生するパルスを示すエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。

制御部１０はエンコーダデータ（位置情報）を架台駆動部１６から受けると、スキャン制御データに含まれる投影データ収集条件に従ってエンコーダデータ（位置情報）が示すパルスを分周することで、データ収集部１５による投影データの収集タイミングを示すデータ収集制御信号（Ｖｉｅｗ Ｔｒｉｇｇｅｒ信号（ＶＴ信号））を生成する。例えば、エンコーダデータ（位置情報）が示す回転架台１回転あたりのパルス数が４０００パルスで、投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューである場合、制御部１０は、エンコーダデータが示す１回転あたりの４０００パルスを４分周することで、回転架台１回転あたりのＶＴ信号の数（１０００（ｖｉｅｗ／回転））を求める。このように、制御部１０は、回転架台１回転あたりの数が１０００（ｖｉｅｗ／回転）となるＶＴ信号を生成する。

制御部１０はＶＴ信号をスキャン制御データに含ませて、そのスキャン制御データを曝射制御部１１に出力する。また、制御部１０はＶＴ信号をデータ収集部１５に出力する。また、制御部１０は投影データの収集開始を示すデータ収集開始信号（ＢＧＮ）を生成してデータ収集部１５に出力する。

曝射制御部１１は、ＶＴ信号、Ｘ線の曝射条件、曝射タイミング、Ｘ線モジュレーション条件、及び投影データ収集条件を含むスキャン制御データを制御部１０から受けて、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、管電流及び管電圧の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。

（３Ｄモジュレーションにおける管電流値）
また、曝射制御部１１は、ｚ軸モジュレーション条件及びｘ−ｙモジュレーション条件を含むＸ線モジュレーション条件と、ＶＴ信号とに基づいて、３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。すなわち、曝射制御部１１は、回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータ（ｚ軸モジュレーション条件）と、回転架台の角度（回転位置）に対する管電流値の比率を示すデータ（ｘ−ｙモジュレーション条件）とを掛け合わせることで、ＶＴ信号を変数とする３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。なお、３Ｄモジュレーションにおける管電流値が、この発明の「第３の変化」の１例に相当する。

まず、曝射制御部１１は、ｚ軸モジュレーション条件が示す回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータと、ＶＴ信号とに基づいて、ＶＴ信号を変数とする体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を求める。すなわち、曝射制御部１１は、被検体の体軸方向（ｚ軸方向）への撮影範囲（距離）を、１回のヘリカルスキャンにおけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）に換算して、ＶＴ信号を変数とする体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を求める。

ＶＴ信号を変数とする管電流値を求めるために、まず、曝射制御部１１は、１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数と、１回転あたりのＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）とによって、全回転数におけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）を求める。１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数は、例えばスキャン制御部２０によって求められる。スキャン制御部２０は、架台制御データに含まれる回転架台の回転速度と、寝台制御データに含まれる寝台天板の体軸方向（ｚ軸方向）への移動速度と、スキャン制御データに含まれる体軸方向（ｚ軸方向）への撮影範囲（距離）とに基づいて、１回のヘリカルスキャンにおける回転架台の総回転数を求める。すなわち、体軸方向への撮影範囲（距離）と体軸方向への寝台天板の移動速度とによって、１回のヘリカルスキャンに要する時間が求まるため、その時間と回転架台の回転速度とによって総回転数が求められる。曝射制御部１１は、回転架台の総回転数を示す情報を、制御部１０を介してスキャン制御部２０から受ける。また、回転架台１回転あたりのＶＴ信号の数は、上述したように制御部１０によって求められる。これにより、曝射制御部１１は、回転架台の総回転数におけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）を求める。このように、全回転数におけるＶＴ信号の数（ビュー（ｖｉｅｗ）数）が求められるため、曝射制御部１１は、回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を、ＶＴ信号を変数とする管電流値に変換する。

そして、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元として管電流値のテーブルデータをスムージング処理することにより、図２に示すｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値を求める。スムージング処理によって得られたｚ軸モジュレーション条件（管電流値）を、Ｆｚ（ｖｉｅｗ）［ｍＡ］とする。

さらに、曝射制御部１１は、スムージング処理されたｚモジュレーション条件が示す管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）と、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、３Ｄモジュレーションにおける管電流値（Ｘ線照射量）を求める。
３Ｄモジュレーションにおける管電流値は、以下の式（２）で表わされる。
式（２）：
Ｆｚ（ｖｉｅｗ）×１００×［１−Ａ×ｃｏｓ（３６０×ｖｉｅｗ数／１０００）］（ｍＡ）

式（２）で表わされる３Ｄモジュレーションの管電流値を図２に示す。図２に示す３ＤモジュレーションにおけるＶＴスムージングデータが、式（２）で表わされる３Ｄモジュレーションにおける管電流値を表している。３Ｄモジュレーションにおける管電流値は、ＶＴ信号を変数とした曲線で表わされることになる。この実施形態では、１例としてｘ−ｙモジュレーション条件に三角関数を用いているため、３Ｄモジュレーションにおける管電流値は三角関数を含む関数によって表わされる。

以上のように、ｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値と、ｘ−ｙモジュレーションが示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、３Ｄモジュレーションが示す管電流値は、ｘｙｚ軸によって規定される３次元空間における管電流値を示すことになる。この実施形態に係る３Ｄモジュレーションにおける管電流値はＶＴ信号を変数としているため、ＶＴ信号を用いてビュー（ｖｉｅｗ）数をカウントすることで、ｘｙｚ軸で規定される３次元空間の任意の位置における管電流値が上記式（２）によって特定される。上述したように、ｘ−ｙ断面におけるＸ線管球１３の角度（回転位置）とＶＴ信号とは対応している。また、体軸方向（ｚ軸方向）におけるＸ線管球１３の位置は、回転架台の回転数に対応し、回転数とＶＴ信号の数とが対応している。従って、ＶＴ信号を用いてビュー（ｖｉｅｗ）数をカウントすることで、ｘｙｚ軸で規定される３次元空間におけるＸ線管球１３の位置が特定され、式（２）によってその位置における管電流値が特定される。このように、ＶＴ信号によって３Ｄモジュレーションを一元的に制御することができる。

曝射制御部１１は、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、３Ｄモジュレーションが示す管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。３Ｄモジュレーションにおける管電流値はＶＴ信号によって規定されているため、曝射制御部１１は、３Ｄモジュレーションが示すＶＴ信号を変数とする管電流値に従って、ＶＴ信号ごとに管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。すなわち、曝射制御部１１は、制御部１０からＶＴ信号を受けるたびに、３Ｄモジュレーションに従って管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。このように、曝射制御部１１は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、３Ｄモジュレーションに従って管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。なお、制御部１０及び曝射制御部１１によって、この発明の「制御手段」の１例を構成する。

高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、曝射タイミングがＸ線曝射ＯＮ状態を示す期間中、管電流及び管電圧をＸ線管球１３に供給することでＸ線管球１３からＸ線を曝射させる。一方、高電圧発生部１２は、曝射タイミングがＸ線曝射ＯＦＦ状態を示す期間中、Ｘ線管球１３への管電流及び管電圧の供給を停止することでＸ線管球１３からのＸ線曝射を停止させる。

データ収集部１５は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、Ｘ線検出器１４によって検出されたＸ線を投影データとして収集して制御部１０に出力する。データ収集部１５は、データ収集開始信号（ＢＧＮ）を制御部１０から受けると投影データの収集を開始し、ＶＴ信号に同期して投影データを収集する。制御部１０はデータ収集部１５によって収集された投影データを前処理部２１に出力する。

前処理部２１は、データ収集部１５によって収集された投影データを制御部１０から受けて、その投影データに感度補正やＸ線強度補正などの処理を施す。投影データ記憶部２２は、前処理部２１によって感度補正などの処理が施された投影データを記憶する。

再構成処理部２３は投影データを投影データ記憶部２２から読み込み、その投影データを逆投影処理することにより画像データを再構成する。これにより、被検体を表す画像データが生成される。例えば再構成処理部２３は、被検体の断面における組織を表す断層像データを生成する。投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューの場合、再構成処理部２３は投影データ収集条件に従って、１０００ビュー（ｖｉｅｗ）の投影データを用いて１フレームの断層像データを再構成する。画像データ記憶部２４は、再構成処理部２３によって再構成された画像データを記憶する。

表示制御部２５は画像データを画像データ記憶部２４から読み込み、その画像データに基づく画像を表示部２６に表示させる。表示部２６は、ＣＲＴや液晶ディスプレイなどのモニタによって構成されている。

なお、画像データに対して画像処理を施す図示しない画像処理部を設けても良い。この画像処理部は図示しない入力装置によって入力された操作者からの指示に従って、画像データ記憶部２４に記憶されている画像データに対して様々な画像処理を施す。例えば画像処理部は、画像データにボリュームレンダリング処理やＭＰＲ処理などの画像処理を施すことで３次元画像データやＭＰＲ画像データ（任意の断面における画像データ）を生成する。表示制御部２５は、画像処理部によって生成された画像データに基づく画像を表示部２６に表示させる。

また、図示しない入力装置がＸ線ＣＴ装置に設けられている。操作者は入力装置を用いて、上述したスキャン制御データなどの様々な情報や各種の指示を入力することができる。

以上のように構成されたＸ線ＣＴ装置は、スキャン制御部２０の制御の下で、回転架台を回転させながら投影データを収集する。

寝台駆動部３１は、スキャン制御部２０から出力された寝台制御データが示す移動速度に従って、寝台３０の寝台天板を被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させる。高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して管電流値を変えてＸ線管球１３に供給する。これにより、Ｘ線管球１３からＸ線が曝射されるとともに、寝台３０の寝台天板が寝台駆動部３１によって移動させられ、被検体に対するＸ線管球１３の相対的な軌跡がらせん状となるようなヘリカルスキャンが開始される。そして、データ収集部１５は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、Ｘ線検出器１４によって検出されたＸ線を投影データとして収集して制御部１０に出力する。

なお、制御部１０、スキャン制御部２０、前処理部２１、再構成処理部２３、及び表示制御部２５は、１例としてＣＰＵ、ＧＰＵ、又はＡＳＩＣなどの図示しない処理装置と、ＲＯＭ、ＲＡＭ、又はＨＤＤなどの図示しない記憶装置とによって構成されていても良い。記憶装置には、制御部１０の機能を実行するための制御プログラム、スキャン制御部２０の機能を実行するためのスキャン制御プログラム、前処理部２１の機能を実行するための前処理プログラム、再構成処理部２３の機能を実行するための再構成処理プログラム、及び、表示制御部２５の機能を実行するための表示制御プログラムが記憶されている。そして、ＣＰＵなどの処理装置が各プログラムを実行することで、各部の機能が実行される。

次に、この実施形態に係るＸ線ＣＴ装置による一連の動作について、図２のタイミングチャートを参照して説明する。

コンソール部２のスキャン制御部２０は、スキャン制御データ及び架台制御データを架台装置１の制御部１０に出力し、寝台制御データを寝台装置３の寝台駆動部３１に出力する。

架台装置１の制御部１０は、架台制御部データを架台駆動部１６に出力して回転架台に駆動指示を与える。架台駆動部１６のサーボアンプ１８は架台制御データが示す回転速度に従ってモータ１７を回転させる。モータ１７は回転架台を回転させ、エンコーダ１９はモータ１７の回転角に応じたパルスを発生する。そして、架台駆動部１６は、エンコーダ１９によって発生させられたパルスに応じたエンコーダデータ（位置情報）を制御部１０に出力する。

制御部１０は、スキャン制御データに含まれる投影データ収集条件に従ってエンコーダデータ（位置情報）が示すパルスを分周することでＶＴ信号を生成する。例えば、回転架台１回転あたりのパルス数が４０００パルスで、投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューである場合、制御部１０は、エンコーダデータが示す１回転あたりの４０００パルスを４分周することで、回転架台１回転あたりのＶＴ信号の数（１０００（ｖｉｅｗ／回転））を求める。このように、制御部１０は、回転架台１回転あたりの数が１０００（ｖｉｅｗ／回転）となるＶＴ信号を生成する。

制御部１０はＶＴ信号をスキャン制御データに含ませて、そのスキャン制御データを曝射制御部１１に出力する。また、制御部１０はＶＴ信号をデータ収集部１５に出力する。また、制御部１０は投影データの収集開始を示すデータ収集開始信号（ＢＧＮ）を生成してデータ収集部１５に出力する。

曝射制御部１１は、Ｘ線モジュレーション条件とＶＴ信号とに基づいて、３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。まず、曝射制御部１１は、ｚ軸モジュレーションが示す回転架台の１回転ごとに規定された管電流値を示すテーブルデータと、ＶＴ信号とに基づいて、ＶＴ信号を変数とする体軸方向（ｚ軸方向）における管電流値を求める。そして、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元として管電流値のテーブルデータをスムージング処理することにより、図２に示すｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）を求める。

さらに曝射制御部１１は、スムージング処理されたｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）と、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、上述した式（２）によって表わされる３Ｄモジュレーションにおける管電流値を求める。図２に示す３ＤモジュレーションにおけるＶＴスムージングデータが、３Ｄモジュレーションにおける管電流値に相当する。

そして曝射制御部１１は、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、３Ｄモジュレーションが示す管電流及び管電圧の供給を高電圧発生部１２に出力する。曝射制御部１１は、３Ｄモジュレーションが示す管電流値に従って、ＶＴ信号を制御部１０から受けるたびに管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。

寝台駆動部３１は、スキャン制御部２０から出力された寝台制御データが示す移動速度に従って、寝台３０の寝台天板を被検体の体軸方向（ｚ軸方向）に移動させる。高電圧発生部１２は曝射制御部１１の制御の下、管電流及び管電圧をＸ線管球１３に供給する。これにより、Ｘ線管球１３からＸ線が曝射されるとともに、寝台３０の寝台天板が寝台駆動部３１によって移動させられて、ヘリカルスキャンにより撮影が開始される。そして、データ収集部１５は制御部１０から出力されたＶＴ信号に同期して、Ｘ線検出器１４によって検出されたＸ線を投影データとして収集して制御部１０に出力する。制御部１０はデータ収集部１５によって収集された投影データを前処理部２１に出力する。

前処理部２１は、制御部１０から出力された投影データに感度補正などの処理を施す。再構成処理部２３は投影データを逆投影処理することにより画像データを生成する。例えば、投影データ収集条件が示すビュー（ｖｉｅｗ）数が１０００ビューの場合、再構成処理部２３は１０００ビューの投影データを用いて１フレームの画像データを再構成する。そして、表示制御部２５は再構成処理部２３によって生成された画像データに基づく画像を表示部２６に表示させる。

以上のように、回転架台の回転数に依存せずにＶＴ信号によって管電流の供給を制御することにより、Ｘ線管球１３の任意の位置で管電流値を切り替えることが可能となる。このように、ＶＴ信号によって管電流値を制御するため、３Ｄモジュレーションの精度を向上させることが可能となる。つまり、回転架台の回転数よりも細かいＶＴ信号の数によって管電流値を制御するため、Ｘ線管球１３に供給する管電流の連続性を向上させることが可能となる。そのことにより、ｚ軸モジュレーションにおける管電流値の変調幅が大きくなるタイミングと、ｘ−ｙモジュレーションにおける管電流値の比率が大きくなるタイミングとが重なった場合であっても、管電流が不連続に低下することを抑えて、連続的な制御が可能となる。このように、この実施形態に係る３Ｄモジュレーションでは、管電流値の連続性が保たれるため、Ｘ線検出器１４の出力のばらつき（標準偏差：ＳＤ値）を極力一定に保つことが可能となる。

また、３ＤモジュレーションをＶＴ信号によって一元的に制御することにより、ｚ軸モジュレーションとｘ−ｙモジュレーションとの同期性を向上させ、また、３Ｄモジュレーションとデータ収集部１５によるデータ収集との同期性を向上させることが可能となる。

さらに、ｚ軸モジュレーションが示す管電流値をビュー（ｖｉｅｗ）数でスムージング処理することにより、Ｘ線管球１３に供給する管電流をＶＴ信号に応じて連続的に制御することが可能となる。

（変形例１）
次に、変形例１に係るＸ線ＣＴ装置について図３を参照して説明する。図３は、変形例１に係るＸ線ＣＴ装置による動作を示すタイミングチャートである。変形例１においては、ｘ−ｙモジュレーション条件を変えている。変形例１に係るｘ−ｙモジュレーション条件はｚ軸モジュレーション条件と同様に、回転架台の１回転ごとに規定された管電流値の比率を示すテーブルデータである。変形例１に係るｘ−ｙモジュレーション条件は、回転架台の角度に対する管電流値の比率を三角関数によって表わされているが、回転架台の１回転ごとに比率の振幅を変えている。具体的には上述した式（１）において、管電流値の比率の振幅Ａを回転架台の１回転ごとに変えている。

上述したように、ｘ−ｙモジュレーション条件は、被検体のｘ−ｙ断面形状を楕円モデルによって近似して管電流値の比率を決定している。しかしながら、被検体のｘ−ｙ断面形状は体軸方向（ｚ軸方向）の場所によって異なる。そこで、変形例１においては、管電流値の比率の振幅Ａを一律に設定せずに、体軸方向（ｚ軸方向）の位置によって振幅Ａの値を変える。体軸方向（ｚ軸方向）の位置と回転架台の回転数とは対応しているため、この変形例では回転架台の１回転ごとに振幅Ａの大きさを変える。

例えば、被検体のデュアルスキャノ画像を参照して、被検体の体厚やＸ線吸収率の大きな臓器の有無を特定して、回転架台の１回転ごとの振幅Ａの大きさを決定する。例えば、被検体の体厚が厚い箇所においては振幅Ａを大きくし、体厚が薄い箇所においては振幅Ａを小さくする。

以上のように回転架台の１回転ごとに振幅Ａの大きさを変えることで、図３に示すｘ−ｙモジュレーション条件（比率）におけるテーブルデータのように、１回転内においては、ｘ−ｙモジュレーション条件が示す比率は式（１）に従った三角関数で表わされるが、１回転ごとに振幅Ａの大きさが変わっているため離散的な比率となっている。

曝射制御部１１は、上述した実施形態と同様に、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元としてｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値のテーブルデータをスムージング処理することにより、図３に示すｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値を求める。さらに、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元としてｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率のテーブルデータをスムージング処理することにより、図３に示すｘ−ｙモジュレーション比率のＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値の比率を求める。

そして、曝射制御部１１は、スムージング処理されたｚモジュレーション条件が示す管電流値Ｆｚ（ｖｉｅｗ）と、スムージング処理されたｘ−ｙモジュレーション条件が示す管電流値の比率とを掛け合わせることで、３Ｄモジュレーションにおける管電流値（Ｘ線照射量）を求める。変形例１に係る３Ｄモジュレーションにおける管電流値を図３に示す。図３に示す３ＤモジュレーションにおけるＶＴスムージングデータが、曝射制御部１１によって求められた３Ｄモジュレーションにおける管電流値を表している。上述した実施形態と同様に、３Ｄモジュレーションにおける管電流値は、ＶＴ信号を変数とした曲線で表わされることになる。

そして、上述した実施形態と同様に、曝射制御部１１は、曝射タイミングが示すＸ線曝射のＯＮ／ＯＦＦ信号に従って、３Ｄモジュレーションが示す管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。管電流値はＶＴ信号によって規定されているため、曝射制御部１１は、制御部１０からＶＴ信号を受けるたびに、３Ｄモジュレーションが示す管電流値に従って管電流値を変えて管電流の供給指示を高電圧発生部１２に出力する。

以上のように、回転架台の１回転ごとにｘ−ｙモジュレーション条件を変えているため、被検体のｘ−ｙ断面形状が体軸方向（ｚ軸方向）の位置によって異なる場合であっても、その形状に合わせてＸ線管球１３への管電流の供給を制御することが可能となる。そのことにより、Ｘ線検出器１４の出力のばらつきをより一定に保つことが可能となる。

（変形例２）
次に、変形例２に係るＸ線ＣＴ装置について説明する。上述した実施形態及び変形例１では、ｚ軸モジュレーション条件に係るテーブルデータが示す管電流値は、回転架台の回転数によって規定されている。変形例２では、ｚ軸モジュレーション条件に係るテーブルデータが示す管電流値をビュー（ｖｉｅｗ）数によって規定する。

例えば、ビュー（ｖｉｅｗ）数が３０００ビュー（ｖｉｅｗ）のときに管電流値が４００（ｍＡ）である場合、管電流値を４００（３０００）と定義する。すなわち、ｚ軸モジュレーション条件のテーブルデータを管電流値（ビュー数）と定義する。これにより、ｚ軸モジュレーション条件のテーブルデータは、［５００（０）、４５０（２０００）、４００（３０００）、３８０（３５００）、３６０（３８００）、３５０（４０００）、３６０（４４００）、３７０（４６００）、３８０（４８００）、３７０（５１００）、・・・］ｍＡのように、ビュー（ｖｉｅｗ）数を変数とする管電流データ配列として表わされる。

変形例２においても、曝射制御部１１は、ビュー（ｖｉｅｗ）数を次元としてｚ軸モジュレーション条件が示す管電流値のテーブルデータをスムージング処理することで、ｚ軸モジュレーションのＶＴスムージングデータのように滑らかな管電流値を求める。

変形例２に係るｚ軸モジュレーション条件は、上述した実施形態及び変形例１のいずれに適用しても良い。変形例２のようにｚ軸モジュレーション条件のテーブルデータをビュー（ｖｉｅｗ）数で規定した場合であっても、上述した実施形態及び変形例１と同じ作用及び効果を奏することが可能となる。すなわち、変形例２においても、３Ｄモジュレーションにおける管電流値の連続性が保たれるため、Ｘ線検出器１４の出力のばらつきを極力一定に保つことが可能となる。

１ 架台装置
２ コンソール部
３ 寝台装置
１０ 制御部
１１ 曝射制御部
１２ 高電圧発生部
１３ Ｘ線管球
１４ Ｘ線検出器
１５ データ収集部
１６ 架台駆動部
１７ モータ
１８ サーボアンプ
１９ エンコーダ
２０ スキャン制御部
２１ 前処理部
２２ 投影データ記憶部
２３ 再構成処理部
２４ 画像データ記憶部
２５ 表示制御部
２６ 表示部
３０ 寝台
３１ 寝台駆動部

Claims (5)

1. Ｘ線発生手段と、
   被検体を挟んで前記Ｘ線発生手段と対向配置されて、前記Ｘ線発生手段から曝射されて前記被検体を透過したＸ線を所定の収集タイミングで投影データとして収集するＸ線検出手段と、
   を有し、前記収集タイミングの経過とともに、前記Ｘ線発生手段及び前記Ｘ線検出手段が前記被検体の周りを回転するとともに、前記被検体の体軸方向における前記被検体と前記Ｘ線発生手段との相対的な位置を変えてヘリカルスキャンを行うＸ線ＣＴ装置であって、
   前記被検体の体軸方向に前記回転の数に応じて変化するＸ線の照射量の第１の変化と、前記収集タイミングの経過に対応する前記回転の角度の変化に応じて変化するＸ線の照射量の第２の変化とを予め受けて、前記第１の変化を前記収集タイミングの経過に応じてスムージング処理をし、その前記スムージング処理が施された前記第１の変化と、前記第２の変化とに基づいて、前記体軸方向と前記被検体の周りの方向とによって規定される３次元空間において変化するＸ線の照射量の第３の変化を求め、前記所定の収集タイミングに応じて前記第３の変化に対応する照射量で前記Ｘ線発生手段からＸ線を曝射させる制御手段を有することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 前記第２の変化は、前記所定の収集タイミング及び前記Ｘ線発生手段の回転数に応じて変化しており、
   前記制御手段は、前記第１の変化にスムージング処理を施すとともに、前記第２の変化についても前記収集タイミングの経過に応じてスムージング処理を施し、それぞれスムージング処理が施された前記第１の変化と前記第２の変化とに基づいて、前記第３の変化を求めることを特徴とする請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記制御手段は、前記被検体の周りの各角度に対応した前記収集タイミングを示すトリガー信号を発生する構成を有し、前記各スムージング処理は、前記収集タイミングの経過である前記トリガー信号の数に応じて施され、前記トリガー信号の数に応じて変化する第３の変化を求めることを特徴とする請求項１又は請求項２に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記制御手段は、前記Ｘ線発生手段が前記被検体の周りを回転する回転速度と、前記ヘリカルスキャンにおける前記被検体の体軸方向への撮影範囲と、前記被検体と前記Ｘ線発生手段との相対的な位置を変える移動速度とに基づいて、前記ヘリカルスキャンにおける前記Ｘ線発生手段の総回転数を求めて、前記総回転数で発生する前記トリガー信号の総数を求めることで、前記Ｘ線発生手段の回転数を前記トリガー信号の数に変換して前記第１の変化を前記トリガー信号の数によって規定して、前記トリガー信号の数に対応して前記第１の変化をスムージング処理することを特徴とする請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 入力手段を更に有し、
   前記制御手段が予め受ける前記第１の変化と前記第２の変化は、前記入力手段により入力されたものであることを特徴とする請求項１から請求項４のいずれかに記載のＸ線ＣＴ装置。