JP2024048207A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータを用いずに、Ｘ線管の焦点位置に関する情報を特定すること。【解決手段】実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、記憶部と、取得部と、特定部とを備える。記憶部は、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する第１の情報と、Ｘ線管の焦点位置に関する第２の情報とが対応付けられたテーブルを記憶する。取得部は、前記Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する第３の情報を取得する。特定部は、前記第３の情報と前記テーブルとに基づいて、補正焦点位置を特定する。【選択図】図１

Description

本明細書及び図面に開示の実施形態は、Ｘ線ＣＴ（Computed Tomography）装置に関する。

従来、フォトンカウンティングＣＴスキャンを実行可能なＸ線ＣＴ装置としてフォトンカウンティングＣＴ装置が知られている。フォトンカウンティングＣＴスキャンでは、Ｘ線検出器で複数の任意のエネルギーの情報（エネルギー情報）を収集することができる。

また、従来のＸ線ＣＴ装置では、画像再構成処理を行う際に、Ｘ線管の焦点位置に関する情報が用いられる。ここで、ＣＴスキャン（ＣＴ撮影）中において、Ｘ線管の陽極側のシャフトが熱膨張すること等の理由によって、Ｘ線管の焦点位置が移動してしまう場合がある。このため、例えば、従来、ピンホールが形成されたコリメータ（ピンホールコリメータ）を用いて、ＣＴスキャン中にＸ線管の焦点位置を特定し、特定されたＸ線管の焦点位置に関する情報を用いて再構成処理を行うＸ線ＣＴ装置がある。

ここで、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータを用いずに、Ｘ線管の焦点位置に関する情報を特定することが望まれる。

特開２０１８－０５７６５５号公報 特表２０１９－５０３０３９号公報 特表２００９－５３２１６１号公報 国際公開第２０１９／０１２６８６号

本明細書及び図面に開示の実施形態が解決しようとする課題の一つは、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータを用いずに、Ｘ線管の焦点位置に関する情報を特定することである。ただし、本明細書及び図面に開示の実施形態により解決しようとする課題は上記課題に限られない。後述する実施形態に示す各構成による各効果に対応する課題を他の課題として位置づけることもできる。

実施形態に係るＸ線ＣＴ装置は、記憶部と、取得部と、特定部とを備える。記憶部は、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する第１の情報と、Ｘ線管の焦点位置に関する第２の情報とが対応付けられたテーブルを記憶する。取得部は、前記Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する第３の情報を取得する。特定部は、前記第３の情報と前記テーブルとに基づいて、補正焦点位置を特定する。

図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。 図２は、第１の実施形態に係るＸ線管の構成の一例を示す図である。 図３は、第１の実施形態に係るＸ線管から照射されるＸ線に対して生じるヒール効果の一例について説明するための図である。 図４は、第１の実施形態に係る焦点位置特定用テーブルのデータ構造の一例を示す図である。 図５は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置がＣＴスキャンを実行する場合の処理の流れの一例を説明するためのフローチャートである。 図６は、第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置の構成例を示す図である。 図７は、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置が備える補正用検出器の構成例を示す図である。

以下、図面を参照して、各実施形態に係るＸ線ＣＴ装置を説明する。なお、一つの実施形態や一つの変形例に記載した内容は、矛盾しない限り、原則として他の実施形態や他の変形例にも同様に適用される。

（第１の実施形態）
図１は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成例を示す図である。Ｘ線ＣＴ装置１は、フォトンカウンティングＣＴスキャン（フォトンカウンティングＣＴ撮影）を実行可能なフォトンカウンティングＣＴ装置である。すなわち、Ｘ線ＣＴ装置１は、従来の積分型（電流モード計測方式）の検出器ではなく、フォトンカウンティング方式のフォトンカウンティング検出器を用いて被検体Ｐを透過したＸ線の光子を計数することで、Ｓ／Ｎ比の高いＸ線ＣＴ画像データを再構成可能な装置である。図１に示すように、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、架台１０と、寝台２０と、コンソール３０とを有する。

架台１０は、被検体ＰにＸ線を照射し、被検体Ｐを透過したＸ線に関するデータを収集する装置である。架台１０は、Ｘ線高電圧装置１１と、Ｘ線発生装置１２と、Ｘ線検出器１３と、データ収集回路１４と、回転フレーム１５と、架台制御装置１６と、ピンホールコリメータ１７とを有する。また、架台１０において、図１に示すように、Ｘ軸、Ｙ軸及びＺ軸からなる直交座標系を定義する。すなわち、Ｘ軸は水平方向を示し、Ｙ軸は鉛直方向を示し、Ｚ軸は架台１０が非チルト時の状態における回転フレーム１５の回転中心軸方向を示す。

回転フレーム１５は、Ｘ線発生装置１２とＸ線検出器１３とを被検体Ｐを挟んで対向するように支持し、後述する架台制御装置１６によって被検体Ｐを中心とした円軌道にて高速に回転する円環状のフレームである。

Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線を発生し、発生したＸ線を被検体Ｐへ照射する装置である。Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管（管球）１２ａと、ウェッジ１２ｂと、コリメータ１２ｃとを有する。

Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１から高電圧の供給を受けて、陰極（フィラメントと呼ぶ場合もある）から陽極（ターゲット）に向けて熱電子を照射する真空管である。Ｘ線管１２ａは、回転フレーム１５の回転にともなって、Ｘ線ビームを被検体Ｐに対して照射する。すなわち、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１から供給される高電圧を用いてＸ線を発生する。

また、Ｘ線管１２ａは、ファン角及びコーン角を持って広がるＸ線ビームを発生する。例えば、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１の制御により、フル再構成用に被検体Ｐの全周囲でＸ線を連続曝射したり、ハーフ再構成用にハーフ再構成可能な曝射範囲（１８０度＋ファン角）でＸ線を連続曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線管１２ａは、Ｘ線高電圧装置１１の制御により、予め設定された位置（管球位置）でＸ線（パルスＸ線）を間欠曝射したりすることが可能である。また、Ｘ線高電圧装置１１は、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を変調させることも可能である。例えば、Ｘ線高電圧装置１１は、特定の管球位置では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を強くし、特定の管球位置以外の範囲では、Ｘ線管１２ａから曝射されるＸ線の強度を弱くする。

ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線のＸ線量を調節するためのＸ線フィルタである。具体的には、ウェッジ１２ｂは、Ｘ線管１２ａから被検体Ｐへ照射されるＸ線の分布が、予め定められた分布になるように、Ｘ線管１２ａから曝射されたＸ線を透過して減衰するフィルタである。例えば、ウェッジ１２ｂは、所定のターゲット角度や所定の厚みとなるようにアルミニウムを加工したフィルタである。なお、ウェッジは、ウェッジフィルタ（wedge filter）や、ボウタイフィルタ（bow-tie filter）とも呼ばれる。

コリメータ１２ｃは、鉛板等によって構成され、一部にスリットを有する。例えば、コリメータ１２ｃは、後述するＸ線高電圧装置１１の制御により、ウェッジ１２ｂによってＸ線量が調節されたＸ線の照射範囲をスリットにより絞り込む。

なお、Ｘ線発生装置１２のＸ線源は、Ｘ線管１２ａに限定されるものではない。例えば、Ｘ線発生装置１２は、Ｘ線管１２ａに代えて、電子銃から発生した電子ビームを集束させるフォーカスコイルと電磁偏向させる偏向コイルと、被検体Ｐの半周を囲い偏向した電子ビームと衝突することによってＸ線を発生させるターゲットリングとによって構成されてもよい。

Ｘ線高電圧装置１１は、変圧器（トランス）及び整流器等の電気回路から構成され、Ｘ線管１２ａに印加する高電圧を発生する機能を有する高電圧発生装置と、Ｘ線管１２ａが照射するＸ線に応じた出力電圧の制御を行うＸ線制御装置から構成される。高電圧発生装置は、変圧器方式であってもよいし、インバータ方式であっても構わない。例えば、Ｘ線高電圧装置１１は、Ｘ線管１２ａに供給する管電圧や管電流を調整することで、被検体Ｐに対して照射されるＸ線量を調整する。また、Ｘ線高電圧装置１１は、コンソール３０の処理回路３７から制御を受ける。

架台制御装置１６は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）等によって構成される処理回路とモータ及びアクチュエータ等の駆動機構から構成される。架台制御装置１６は、コンソール３０に取り付けられた入力インターフェース３１もしくは架台１０に取り付けられた入力インターフェースからの入力信号を受けて、架台１０の動作制御を行う機能を有する。例えば、架台制御装置１６は、入力信号を受けて回転フレーム１５を回転させることによって、被検体Ｐを中心とした円軌道上でＸ線管１２ａとＸ線検出器１３とを旋回させる制御や、架台１０をチルトさせる制御、及び寝台２０及び天板２２を動作させる制御を行う。架台制御装置１６は、コンソール３０の処理回路３７から制御を受ける。

また、本実施形態では、架台制御装置１６は、ピンホールコリメータ１７の位置を制御する。例えば、架台制御装置１６は、後述する焦点位置特定用テーブル３５ａにレコードを追加したり、焦点位置特定用テーブル３５ａに登録済みのレコードの登録内容を更新したりする場合に、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の照射範囲内にピンホールコリメータ１７が配置されるように、ピンホールコリメータ１７を移動させる。なお、焦点位置特定用テーブル３５ａに新たにレコードを追加したり、焦点位置特定用テーブル３５ａに登録済みのレコードの登録内容を更新したりする場合とは、例えば、Ｘ線ＣＴ装置１を病院に搬入する前のタイミングであったり、Ｘ線管１２ａを交換した後のタイミングであったり、キャリブレーションを実行する場合等の被検体Ｐが寝台２０に載置されていない場合が挙げられる。すなわち、ＣＴスキャンが行われていない場合に、焦点位置特定用テーブル３５ａに各種の情報が登録されたり、焦点位置特定用テーブル３５ａの登録内容が更新されたりする。

また、架台制御装置１６は、ピンホールコリメータ１７の位置を制御する。例えば、架台制御装置１６は、後述する焦点位置特定用テーブル３５ａにレコードを登録する場合に、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の照射範囲内にピンホールコリメータ１７が配置されるように、ピンホールコリメータ１７を移動させる。なお、後述する焦点位置特定用テーブル３５ａにレコードを登録する場合とは、例えば、Ｘ線ＣＴ装置１を病院に搬入する前のタイミングであったり、Ｘ線管１２ａを交換するタイミングであったり、キャリブレーションを実行する場合等のＣＴ撮影が行われない場合、すなわち、被検体Ｐが寝台２０に載置されていない場合が挙げられる。

また、架台制御装置１６は、ＣＴ撮影が行われない場合に、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線の照射範囲外にピンホールコリメータ１７が配置されるように、ピンホールコリメータ１７を移動させる。

Ｘ線検出器１３は、複数のＸ線検出素子（「センサ」或いは単に「検出素子」とも言う）から構成され、計数したＸ線光子数（Ｘ線フォトン数）に応じた信号を出力するフォトンカウンティング検出器（光子計数型検出器）の一例である。また、Ｘ線検出素子は、フォトンカウンティング検出素子（光子計数型検出素子）の一例である。Ｘ線検出器１３は、例えば、Ｘ線管１２ａの焦点を中心として１つの円弧に沿ってチャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列された複数のＸ線検出素子列から構成される。Ｘ線検出器１３は、チャネル方向に複数のＸ線検出素子が配列されたＸ線検出素子列がスライス方向に複数配列された構造を有する。Ｘ線検出器１３の各Ｘ線検出素子は、Ｘ線発生装置１２から照射され、被検体Ｐを通過したＸ線を検出し、当該Ｘ線量に対応した電気信号（パルス）を出力する。なお、各Ｘ線検出素子が出力する電気信号のことを検出信号とも言う。

例えば、Ｘ線検出器１３が直接変換型のフォトンカウンティング検出器である場合について説明する。Ｘ線検出器１３は、Ｘ線光子（Ｘ線フォトン）を検出するＸ線検出素子と、このＸ線検出素子に接続されて、Ｘ線検出素子が検出したＸ線光子を計数するＡＳＩＣ（Application Specific Integrated Circuit）とを備える検出部を複数有するフォトンカウンティング検出器である。

各Ｘ線検出素子は、Ｘ線光子が入射すると、Ｘ線検出素子に入射したＸ線を直接電荷に変換してＡＳＩＣに出力する。

ＡＳＩＣは、Ｘ線検出素子が出力した個々の電荷を弁別することで、Ｘ線検出素子に入射したＸ線光子の数を計数するとともに、個々の電荷の大きさに基づく演算処理を行なうことで、計数したＸ線光子のエネルギーを計測する。ＡＳＩＣは、複数のエネルギー帯域（エネルギービン）のそれぞれに対応するＸ線光子の数を計数し、複数のエネルギー帯域それぞれのＸ線光子の計数結果を示すデジタルデータを生成する。そして、ＡＳＩＣは、生成されたデジタルデータをデータ収集回路１４に出力する。例えば、１つのＡＳＩＣから出力されるデジタルデータは、１画素のＸ線検出素子が検出したＸ線のエネルギースペクトルそのものである。

上述したような構成により、Ｘ線検出器１３は、Ｘ線光子を検出してエネルギー情報を取得する。なお、Ｘ線検出器１３は、例えば、グリッドと、シンチレータアレイと、光センサアレイとを備える間接変換型のフォトンカウンティング検出器であってもよい。シンチレータアレイは、複数のシンチレータを備え、シンチレータは入射Ｘ線エネルギーに応じた数の光を出力するシンチレータ結晶にて構成される。グリッドは、シンチレータアレイのＸ線入射側の面に配置され、散乱Ｘ線を吸収する機能を有するＸ線遮蔽板で構成される。光センサアレイは、シンチレータからの光量に応じた電気信号に変換する機能を有し、例えば、光電子増倍管等の光センサから構成される。ここで、光センサは、例えばＰＤ(Photodiode)やＡＰＤ(Avalanche Photodiode)やＳｉＰＭ（Silicon photomultipliers）などである。

データ収集回路１４（ＤＡＳ：Data Acquisition System）は、Ｘ線検出器１３の各Ｘ線検出素子から計数処理の結果を収集して、検出データ（投影データ）を生成する回路である。言い換えると、データ収集回路１４は、Ｘ線検出器１３による計数結果を収集する。ここで、検出データは、例えば、サイノグラムである。サイノグラムとは、Ｘ線管１２ａの各位置において各Ｘ線検出素子に入射した計数処理の結果を並べたデータである。すなわち、サイノグラムは、Ｘ線管１２ａの各位置において各Ｘ線検出素子に入射したＸ線光子の各エネルギー帯域の計数結果を示す。データ収集回路１４は、Ｘ線検出器１３から各ビュー角度における計数処理の結果を収集して、サイノグラムを生成する。そして、データ収集回路１４は、生成されたサイノグラムをコンソール３０に送信する。

寝台２０は、スキャン対象の被検体Ｐを載置、移動させる装置であり、寝台駆動装置２１と、天板２２と、基台２３と、ベース（支持フレーム）２４とを備えている。

天板２２は、被検体Ｐが載置される板である。ベース２４は、天板２２を支持する。基台２３は、ベース２４を鉛直方向に移動可能に支持する筐体である。寝台駆動装置２１は、被検体Ｐが載置された天板２２を天板２２の長軸方向へ移動して、被検体Ｐを回転フレーム１５内に移動するモータあるいはアクチュエータである。なお、寝台駆動装置２１は、天板２２をＸ軸方向にも移動可能である。

なお、天板移動方法は、天板２２だけを移動させてもよいし、寝台２０のベース２４ごと移動する方式であってもよい。また、立位ＣＴである場合には、天板２２に相当する患者移動機構を移動させる方式であってもよい。

なお、架台１０は、例えば、天板２２を移動させながら回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐをらせん状にスキャンするヘリカルスキャンを実行する。または、架台１０は、天板２２を移動させた後に被検体Ｐの位置を固定したままで回転フレーム１５を回転させて被検体Ｐを円軌道にてスキャンするコンベンショナルスキャンを実行する。なお、以下の実施形態では、架台１０と天板２２との相対位置の変化が天板２２を制御することによって実現されるものとして説明するが、実施形態はこれに限定されるものではない。例えば、架台１０が自走式である場合、架台１０の走行を制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。また、架台１０の走行と天板２２とを制御することによって架台１０と天板２２との相対位置の変化が実現されてもよい。

コンソール３０は、操作者によるＸ線ＣＴ装置１の操作を受け付けるとともに、架台１０によって収集されたサイノグラム（計数結果）を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成する装置である。コンソール３０は、図１に示すように、入力インターフェース３１と、ディスプレイ３２と、メモリ３５と、処理回路３７とを有する。

入力インターフェース３１は、操作者からの各種の入力操作を受け付け、受け付けた入力操作を電気信号に変換して処理回路３７に出力する。例えば、入力インターフェース３１は、投影データを収集する際の収集条件や、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際の再構成条件、Ｘ線ＣＴ画像データから画像データ（後処理画像データ）を生成する際の画像処理条件等を操作者から受け付ける。例えば、入力インターフェース３１は、マウスやキーボード、トラックボール、スイッチ、ボタン、ジョイスティック等により実現される。

ディスプレイ３２は、各種の情報を表示する。例えば、ディスプレイ３２は、処理回路３７によって生成された画像データに基づく画像（Ｘ線ＣＴ画像）や、操作者からの各種操作を受け付けるためのＧＵＩ（Graphical User Interface）等を出力する。例えば、ディスプレイ３２は、液晶ディスプレイやＣＲＴ（Cathode Ray Tube）ディスプレイ等によって構成される。

メモリ３５は、例えば、ＲＡＭ（Random Access Memory）、フラッシュメモリ等の半導体メモリ素子、ハードディスク、光ディスク等により実現される。メモリ３５は、例えば、投影データや再構成画像データを記憶する。また、メモリ３５は、焦点位置特定用テーブル３５ａを記憶する。メモリ３５は、記憶部の一例である。焦点位置特定用テーブル３５ａについては後述する。

処理回路３７は、例えば、システム制御機能３７１、前処理機能３７２、再構成処理機能３７３、画像処理機能３７４、スキャン制御機能３７５、表示制御機能３７６、取得機能３７７及び特定機能３７８を実行する。ここで、例えば、図１に示す処理回路３７の構成要素であるシステム制御機能３７１、前処理機能３７２、再構成処理機能３７３、画像処理機能３７４、スキャン制御機能３７５、表示制御機能３７６、取得機能３７７及び特定機能３７８が実行する各処理機能は、コンピュータによって実行可能なプログラムの形態でメモリ３５内に記録されている。処理回路３７は、例えば、プロセッサにより実現される。処理回路３７は、メモリ３５から各プログラムを読み出し、読み出した各プログラムを実行することで各プログラムに対応する機能を実現する。換言すると、各プログラムを読み出した状態の処理回路３７は、図１の処理回路３７内に示された各機能を有することとなる。

システム制御機能３７１は、入力インターフェース３１を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、処理回路３７の各種機能を制御する。

前処理機能３７２は、データ収集回路１４から出力された検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、チャネル間のゲイン補正処理、パイルアップ補正処理、応答関数補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施して生データを生成する。そして、前処理機能３７２は、生データをメモリ３５に格納する。

なお、上述したように、データ収集回路１４から出力されたデータを検出データと称し、検出データに対して対数変換処理やオフセット補正処理、チャネル間の感度補正処理、チャネル間のゲイン補正処理、パイルアップ補正処理、応答関数補正処理、ビームハードニング補正等の前処理を施したデータを生データと称する。また、検出データ及び生データを総称して投影データと称する。

再構成処理機能３７３は、前処理機能３７２により生成された生データに対して、フィルタ補正逆投影法や逐次近似再構成法等を用いた再構成処理を行ってＸ線ＣＴ画像データを生成する。なお、再構成処理機能３７３は、生データに対して再構成処理を行う際に、Ｘ線管１２ａの焦点位置を用いる。再構成処理機能３７３は、再構成したＸ線ＣＴ画像データをメモリ３５に格納する。再構成処理機能３７３は、再構成処理部の一例である。

ここで、フォトンカウンティングＣＴで得られるサイノグラム（計数結果）から生成された投影データには、被検体Ｐを透過することで減弱されたＸ線のエネルギーの情報が含まれている。このため、再構成処理機能３７３は、例えば、特定のエネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。また、再構成処理機能３７３は、例えば、複数のエネルギー成分それぞれのＸ線ＣＴ画像データを再構成することができる。

また、再構成処理機能３７３は、例えば、各エネルギー成分のＸ線ＣＴ画像データの各画素にエネルギー成分に応じた色調を割り当て、エネルギー成分に応じて色分けされた複数のＸ線ＣＴ画像データを重畳した画像データを生成する。また、再構成処理機能３７３は、例えば、物質固有のＫ吸収端を利用して、当該物質の同定が可能となる画像データを生成することができる。再構成処理機能３７３が生成する他の画像データとしては、単色Ｘ線画像データや密度画像データ、実効原子番号画像データ等が挙げられる。

また、Ｘ線ＣＴの応用として、物質ごとにＸ線の吸収特性が異なることを利用して、被検体Ｐに含まれる物質の種別、存在量、密度等を弁別する技術がある。これを、物質弁別と言う。例えば、再構成処理機能３７３は、投影データに対して物質弁別を行い、物質弁別情報を得る。そして、再構成処理機能３７３は、物質弁別の結果である物質弁別情報を用いて物質弁別画像を示す物質弁別画像データを再構成する。

再構成処理機能３７３は、Ｘ線ＣＴ画像データを再構成する際に、フルスキャン再構成方式及びハーフスキャン再構成方式を適用可能である。例えば、再構成処理機能３７３は、フルスキャン再構成方式では、被検体の周囲一周、３６０度分の投影データを必要とする。また、再構成処理機能３７３は、ハーフスキャン再構成方式では、１８０度＋ファン角度分の投影データを必要とする。以下では、説明を簡単にするため、再構成処理機能３７３は、被検体の周囲一周、３６０度分の投影データを用いて再構成するフルスキャン再構成方式を用いるものとする。

画像処理機能３７４は、入力インターフェース３１を介して操作者から受け付けた入力操作に基づいて、再構成処理機能３７３によって生成されたＸ線ＣＴ画像データを公知の方法により、任意断面の断層像データやレンダリング処理による３次元画像データ等の各種の画像データに変換する。また、後述するモニタリングスキャンをスキャン制御機能３７５が実行する場合には、画像処理機能３７４は、Ｘ線ＣＴ画像データを公知の方法によりモニタリング画像データに変換する。画像処理機能３７４は、変換した各種の画像データをメモリ３５に格納する。

スキャン制御機能３７５は、架台１０で行なわれるＣＴスキャンを制御する。例えば、スキャン制御機能３７５は、Ｘ線高電圧装置１１、Ｘ線検出器１３、架台制御装置１６、データ収集回路１４及び寝台駆動装置２１の動作を制御することで、架台１０におけるスキャンの開始、スキャンの実行、及びスキャンの終了を制御する。具体的には、スキャン制御機能３７５は、放射線診療技師や医師等のユーザによって選択された検査プロトコルに基づいて、位置決め画像（スキャノ画像）を示す位置決め画像データ（スキャノ画像データ）を収集する位置決め撮影（位置決めスキャン）及び診断に用いる画像を示す画像データを収集する本撮影（本スキャン）における投影データの収集処理をそれぞれ制御する。

ここで、スキャン制御機能３７５がユーザにより選択された検査プロトコルを受け付ける手順の一例について説明する。例えば、スキャン制御機能３７５は、被検体Ｐの人体モデルをディスプレイ３２に表示させる。ユーザは、ディスプレイ３２に表示された人体モデルの複数の部位のうち、撮影対象の部位（撮影部位、撮影対象部位）を入力インターフェース３１を介して選択する。そして、スキャン制御機能３７５は、ユーザにより選択された撮影部位用のプリセットされた複数の検査プロトコルを選択可能にディスプレイ３２に表示させる。ユーザは、ディスプレイ３２に表示された複数の検査プロトコルのうち、撮影に用いる検査プロトコルを入力インターフェース３１を介して選択する。そして、スキャン制御機能３７５は、ユーザにより選択された検査プロトコルを撮影に使用する検査プロトコルとして受け付ける。

スキャン制御機能３７５は、２次元のスキャノ画像データ及び３次元のスキャノ画像データを撮影することができる。例えば、スキャン制御機能３７５は、Ｘ線管１２ａを０度の位置（被検体Ｐに対して正面方向の位置）に固定して、天板２２を定速移動させながら連続的に撮影を行うことで２次元のスキャノ画像データを撮影する。又は、スキャン制御機能３７５は、Ｘ線管１２ａを０度の位置に固定して、天板２２を断続的に移動させながら、天板２２の移動に同期して断続的に撮影を繰り返すことで２次元のスキャノ画像データを撮影する。また、スキャン制御機能３７５は、被検体Ｐに対して正面方向だけでなく、任意の方向（例えば、側面方向など）からスキャノ画像データを撮影することができる。例えば、Ｘ線管１２ａが９０度の位置（被検体Ｐに対して側面方向の位置）で撮影した場合、被検体Ｐの側面からの撮影がなされ、２次元のスキャノ画像データが得られる。なお、Ｘ線管１２ａの位置は、必要であれば、任意の複数の位置から撮影可能である。

また、スキャン制御機能３７５は、スキャノ画像データの撮影において、被検体に対する全周分の投影データを収集することで、３次元のスキャノ画像データを撮影する。例えば、スキャン制御機能３７５は、ヘリカルスキャン或いはノンヘリカルスキャンによって被検体に対する全周分の投影データを収集する。ここで、スキャン制御機能３７５は、被検体の胸部全体、腹部全体、上半身全体、全身などの広範囲に対して本スキャンよりも低線量でヘリカルスキャン又はノンヘリカルスキャンを実行する。ノンヘリカルスキャンとしては、例えば、ステップアンドシュート方式のスキャンが実行される。

また、血管造影検査を行う場合に、スキャン制御機能３７５は、ユーザによって選択された検査プロトコルに基づいて、被検体Ｐに造影剤が注入された後、造影剤の濃度を観察するためのモニタリングスキャン（モニタリング撮影、プレップスキャン）を行う。例えば、造影剤としてはヨード造影剤が用いられる。ここで、モニタリングスキャンは、被検体Ｐの断層像であるモニタリング画像上に設定された関心領域（Region of Interest）の造影剤の濃度変化を観察する撮影である。モニタリングスキャン中、スキャン制御機能３７５は、モニタリング画像に設定された関心領域において、被検体Ｐに注入された造影剤の濃度に応じて増加するＣＴ値を検出し、ＣＴ値が閾値に到達したときをトリガとして、自動的に又はユーザによる指示を受けて本スキャンに移行する。なお、モニタリングスキャンは、診断には寄与しないものの、造影剤が高濃度の時に本スキャンへの移行を可能とすることより、本スキャンで得られるＸ線ＣＴ画像データの画質向上に寄与する。

表示制御機能３７６は、メモリ３５が記憶する各種画像データに基づく画像を、ディスプレイ３２に表示するように制御する。例えば、表示制御機能３７６は、モニタリング画像データに基づくモニタリング画像をディスプレイ３２に表示させる。

取得機能３７７は、寝台２０に載置された被検体Ｐに対してＣＴスキャンを行う際に、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報を取得する。特定機能３７８は、取得機能３７７によりＣＴスキャンの実行中に取得されたＸ線管１２ａから照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報と焦点位置特定用テーブル３５ａとに基づいて、実際の焦点位置を特定する。取得機能３７７は、取得部の一例である。特定機能３７８は、特定部の一例である。なお、取得機能３７７及び特定機能３７８の詳細については後述する。

以上、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成について説明した。次に、図２を参照して、Ｘ線管１２ａの構成の詳細について説明する。図２は、第１の実施形態に係るＸ線管１２ａの構成の一例を示す図である。図２に示すように、Ｘ線管１２ａでは、陰極のフィラメント１２１から陽極のターゲット１２２に向けて熱電子の束（電子ビーム）が放出される。

ターゲット１２２は、シャフト１２３に接続されている。したがって、シャフト１２３が回転することによりターゲット１２２も連動して回転する。ターゲット１２２は、熱電子の進行方向に対して所定の角度に設定されている。この所定の角度は、ターゲットアングルと称される。ターゲット１２２が回転している状態で、ターゲット１２２にはフィラメント１２１から放射された熱電子が衝突する。熱電子がターゲット１２２に衝突すると、ターゲット１２２は、Ｘ線１２４を発生する。したがって、熱電子の束がターゲット１２２に衝突すると、ターゲット１２２は、Ｘ線１２４の束を発生する。

なお、Ｘ線１２４は、ターゲット１２２の表面ではなく、ターゲット１２２の内部から発生する。すなわち、ターゲット１２２の内部には、Ｘ線１２４の発生源の分布が存在する。このようなターゲット１２２の内部に存在する複数のＸ線１２４の複数の発生源の重心位置が、Ｘ線管１２ａの焦点位置となる。ここで、Ｘ線管１２ａの焦点位置は、例えば、両矢印１２５により示される、Ｚ軸に平行な方向における位置である。なお、Ｚ軸は、被検体Ｐの体軸方向（スライス方向）と平行な方向であるため、両矢印１２５により示される方向も、被検体Ｐの体軸方向と平行な方向となる。

次に、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線に対して生じるヒール効果について説明する。図３は、第１の実施形態に係るＸ線管１２ａから照射されるＸ線に対して生じるヒール効果の一例について説明するための図である。図３には、陰極側のＸ線検出素子により検出されたＸ線１２４（陰極側のＸ線１２４）のエネルギースペクトル４１、及び、陽極側のＸ線検出素子により検出されたＸ線１２４（陽極側のＸ線１２４）のエネルギースペクトル４２が示されている。図３に示すように、ヒール効果により、陽極側のＸ線１２４のエネルギースペクトル４２の低エネルギー側のＸ線光子の数が、陰極側のＸ線１２４のエネルギースペクトル４１の低エネルギー側のＸ線光子の数よりも減少している。したがって、エネルギースペクトル４２の平均値（平均エネルギー）は、エネルギースペクトル４１の平均値（平均エネルギー）よりも高くなる。

ここで、ＣＴスキャン中において、シャフト１２３の熱膨張等により、図２に示す両矢印１２５が示す２方向のうち左側の方向にターゲット１２２が移動する場合がある。ターゲット１２２が移動する場合、焦点位置も移動する。この場合、焦点位置の変化に応じて、同一のＸ線検出素子から出力されるエネルギースペクトルも変化する。例えば、両矢印１２５が示す２方向のうち左側の方向に焦点位置が移動した場合、Ｘ線検出素子から出力されるエネルギースペクトルの低エネルギー側のＸ線光子の数は、焦点位置が移動する前のエネルギースペクトルの低エネルギー側のＸ線光子の数と比べて減少する。したがって、Ｘ線検出素子から出力されるエネルギースペクトルの平均値は、焦点位置が移動する前のエネルギースペクトルの平均値と比べて高くなる。

したがって、エネルギースペクトルそのものや、エネルギースペクトルの平均値等のＸ線のエネルギースペクトルに関する情報と、Ｘ線管１２ａの焦点位置とは対応している。したがって、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報から、Ｘ線管１２ａの焦点位置を特定することができる。

そこで、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１は、ＣＴスキャンを行う前に、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報とＸ線管１２ａの焦点位置に関する情報とが対応付けられて登録された焦点位置特定用テーブル３５ａをメモリ３５に記憶している。そして、Ｘ線ＣＴ装置１は、ＣＴスキャンを行う際に、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報を取得する。そして、Ｘ線ＣＴ装置１は、取得されたＸ線のエネルギースペクトルに関する情報、及び、焦点位置特定用テーブル３５ａの登録内容に基づいて、最新のＸ線管１２ａの焦点位置に関する情報を特定し、特定された焦点位置に関する情報を用いて再構成処理を行う。これにより、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１によれば、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータ１７を用いずに、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する情報を特定することができる。以下、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１の構成やＸ線ＣＴ装置１が実行する処理の詳細について説明する。

図４は、第１の実施形態に係る焦点位置特定用テーブル３５ａのデータ構造の一例を示す図である。図４に示すように、焦点位置特定用テーブル３５ａには、「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」及び「Ｘ線管の焦点位置に関する情報」の各項目を有するレコードが複数登録されている。例えば、焦点位置特定用テーブル３５ａに各種の情報が登録されるタイミングとしては、Ｘ線ＣＴ装置１を病院に搬入する前のタイミングであったり、Ｘ線管１２ａを交換した後のタイミングであったり、キャリブレーションを実行するタイミング等が挙げられる。

「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目には、図１に示す検出部１３ａから出力されたＸ線のエネルギースペクトルに関する情報が登録される。

例えば、検出部１３ａは、Ｘ線検出器１３の複数の上述した検出部（Ｘ線検出素子及びＡＳＩＣ）のうち、被検体Ｐを透過しないＸ線を検出可能な位置に配置された１画素の検出部である。一例としては、検出部１３ａは、チャネル方向の端部に配置された検出部である。

例えば、検出部１３ａは、Ｘ線高電圧装置１１によりＣＴスキャンで用いられる大きさと同一の大きさの管電圧がＸ線管１２ａに供給されることによりＸ線管１２ａから照射されたＸ線を検出する。そして、検出部１３ａは、検出されたＸ線のエネルギースペクトルをデータ収集回路１４に出力する。データ収集回路１４は、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルを含むサイノグラム（検出データ）をコンソール３０に送信する。コンソール３０の前処理機能３７２は、検出データに対して上述した前処理を施して生データを生成する。取得機能３７７は、生データから検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルを特定する。そして、取得機能３７７は、特定されたＸ線のエネルギ―スペクトルを「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目に登録する。なお、取得機能３７７は、特定されたＸ線のエネルギ―スペクトルの平均値を平均エネルギーとして計算し、計算された平均エネルギーを「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目に登録してもよい。このようにして、取得機能３７７は、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルに関する情報を「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目に登録する。「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目に登録される情報は、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する第１の情報の一例である。

また、取得機能３７７は、検出部１３ａによりＸ線が検出されたタイミングにおけるＸ線管１２ａの焦点位置を取得する。例えば、上述したように、ピンホールコリメータ１７がＸ線管１２ａから照射されるＸ線の照射範囲内に配置される。そして、取得機能３７７は、特開２０１６－０３４３７３等に記載されている公知技術により、ピンホールコリメータ１７を用いて、Ｘ線管１２ａの焦点位置を取得する。そして、取得機能３７７は、取得された焦点位置を、「Ｘ線管の焦点位置に関する情報」の項目に登録する。「Ｘ線管の焦点位置に関する情報」の項目に登録される焦点位置は、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する第２の情報の一例である。これにより、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルに関する情報と、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する情報とが対応付けられて焦点位置特定用テーブル３５ａに登録される。また、焦点位置特定用テーブル３５ａには、複数の焦点位置のそれぞれと、複数の焦点位置のそれぞれに対応するＸ線エネルギースペクトルに関する情報とが対応付けられて登録される。

次に、Ｘ線ＣＴ装置１が被検体Ｐに対してＣＴスキャンを実行する場合について説明する。図５は、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１がＣＴスキャンを実行する場合の処理の流れの一例を説明するためのフローチャートである。なお、Ｘ線ＣＴ装置１がＣＴスキャンを実行する場合にＸ線管１２ａに供給される管電圧の大きさと、焦点位置特定用テーブル３５ａに各種の情報を登録する際にＸ線管１２ａに供給される管電圧の大きさとは、同一であるものとする。また、図５に示す処理は、１フレーム分のＸ線ＣＴ画像データを生成する処理である。このため、Ｘ線ＣＴ装置１が複数フレーム分のＸ線ＣＴ画像データを生成する場合には、図５に示す処理が複数回繰り返し実行される。

例えば、図５に示すように、Ｘ線ＣＴ装置１は、焦点位置特定用テーブル３５ａに登録されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報を取得する方法と同様の方法で、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報を取得する（ステップＳ１０１）。

ステップＳ１０１における処理について具体的に説明する。例えば、検出部１３ａは、Ｘ線管１２ａから照射されたＸ線を検出する。そして、検出部１３ａは、検出されたＸ線のエネルギースペクトルをデータ収集回路１４に出力する。このような検出部１３ａは、補正用検出器の一例である。データ収集回路１４は、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルを含む検出データをコンソール３０に送信する。前処理機能３７２は、検出データに対して上述した前処理を施して生データを生成する。取得機能３７７は、生データから、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルを特定することにより、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルを取得する。なお、取得機能３７７は、検出部１３ａにより検出されたＸ線のエネルギースペクトルの平均値を計算することにより、Ｘ線のエネルギースペクトルの平均値を取得してもよい。このように、取得機能３７７は、検出部１３ａからの出力に基づいて、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報（第３の情報）を取得する。

次に、特定機能３７８は、ステップＳ１０１で取得されたＸ線のエネルギースペクトルに関する情報と、焦点位置特定用テーブル３５ａとに基づいて、実際の焦点位置（補正焦点位置）を特定する（ステップＳ１０２）。例えば、特定機能３７８は、焦点位置特定用テーブル３５ａの全てのレコードの中から、「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目にステップＳ１０１で取得されたＸ線のエネルギースペクトルに関する情報が登録されたレコードを特定する。そして、特定機能３７８は、特定されたレコードの「Ｘ線管の焦点位置に関する情報」の項目に登録されたＸ線管の焦点位置を取得することにより、実際のＸ線管の焦点位置を特定する。

再構成処理機能３７３は、ステップＳ１０２で特定されたＸ線管１２ａの焦点位置を用いて、前処理機能３７２により生成された生データに対して再構成処理を行ってＸ線ＣＴ画像データを生成し（ステップＳ１０３）、図５に示す処理を終了する。すなわち、再構成処理機能３７３は、ステップＳ１０２で特定されたＸ線管１２ａの焦点位置に基づいて再構成処理を行う。

第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明した。第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１によれば、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータ１７を用いずに、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する情報を特定することができる。

（第１の実施形態の変形例）
上述した第１の実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１が、Ｘ線検出器１３に含まれる検出部１３ａを用いて、焦点位置特定用テーブル３５ａの「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」に登録される情報を特定したり、図５に示す処理のステップＳ１０１においてＸ線のエネルギースペクトルに関する情報を取得したりする場合について説明した。しかしながら、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線検出器１３を構成する複数の検出部とは別に設けられた検出部を用いて同様の処理を行ってもよい。そこで、このような変形例を、第１の実施形態の変形例として説明する。なお、第１の実施形態の変形例の説明では、主に、第１の実施形態と異なる点について説明し、第１の実施形態と同様の構成の説明については省略する場合がある。

図６は、第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置１の構成例を示す図である。図６に示すように、第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置１は、検出部１３ａに代えて、検出部１８を備えている点が、図１に示す第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１と異なる。

検出部１８は、検出部１３ａと同様の構成を備える。ただし、検出部１８は、Ｘ線検出器１３を構成する複数の検出部とは別に設けられている。具体的には、検出部１８は、被検体Ｐを透過しないＸ線を検出可能な位置に配置されている。また、検出部１８は、データ収集回路１４に接続されている。本変形例では、Ｘ線ＣＴ装置１は、検出部１８を用いて、第１の実施形態と同様に、焦点位置特定用テーブル３５ａの「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」に登録される情報を特定したり、図５に示す処理のステップＳ１０１においてＸ線のエネルギースペクトルに関する情報を取得したりする。

第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置１について説明した。第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置１によれば、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１と同様に、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータ１７を用いずに、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する情報を特定することができる。

（第２の実施形態）
上述した第１の実施形態及び第１の実施形態の変形例では、Ｘ線ＣＴ装置１が、光子計数型検出素子を含む補正用検出器として検出部１３ａ，１８を用いて、各種の処理を行う場合について説明した。しかしながら、Ｘ線ＣＴ装置１は、複数の積分型検出素子を含む補正用検出器を用いて各種の処理を行ってももよい。そこで、このような実施形態を、第２の実施形態として説明する。なお、第２の実施形態の説明では、主に、第１の実施形態及び第１の実施形態の変形例と異なる点について説明し、第１の実施形態及び第１の実施形態の変形例と同様の構成の説明については省略する場合がある。

図７は、第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１が備える補正用検出器５０の構成例を示す図である。第２の実施形態では、Ｘ線ＣＴ装置１は、検出部１３ａ，１８に代えて、補正用検出器５０を備えている点が、図１に示す第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１及び図６に示す第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置１と異なる。

補正用検出器５０は、先の検出部１８と同様に、被検体Ｐを透過しないＸ線を検出可能な位置に配置されている。図７に示すように、補正用検出器５０は、複数のフィルタ５１ａ，５１ｂ、遮蔽部材５２、複数の積分型のＸ線検出素子（積分型検出素子）５３ａ，５３ｂ、複数のＤＡＳ５４ａ，５４ｂを備える。

以下の説明では、Ｘ線管１２ａから複数のフィルタ５１ａ，５１ｂに入射するＸ線及びその単位面積あたりの線量を、それぞれ、フィルタ入射Ｘ線及びフィルタ入射Ｘ線量と呼ぶ。また、複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれを通過して複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれへ入射するＸ線及びその単位面積あたりの線量を、それぞれ、チャンネル入射Ｘ線及びチャンネル入射Ｘ線量と呼ぶ。

複数のフィルタ５１ａ，５１ｂは、Ｘ線管１２ａからのＸ線（フィルタ入射Ｘ線）が入射するように設けられる。複数のフィルタ５１ａ，５１ｂの間には、遮蔽部材５２が設けられている。複数のフィルタ５１ａ，５１ｂ及び遮蔽部材５２は、例えば、剛体のフレーム等の支持部材（図示しない）により一体に支持されている。

複数のフィルタ５１ａ，５１ｂは、Ｘ線管１２ａから複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれに照射されるＸ線の線量（チャンネル入射Ｘ線量）を調節する。具体的には、複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれは、チャンネル入射Ｘ線のエネルギースペクトルが予め定められた分布になるように、フィルタ入射Ｘ線を減衰する。ここで、エネルギースペクトルは、例えば、Ｘ線のエネルギー又は波長（光子エネルギー）と、Ｘ線の強度（光子数）との関係を示す。複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれは、互いに異なるＸ線遮蔽能を有する。換言すれば、複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれを通過したＸ線（チャンネル入射Ｘ線）のエネルギースペクトルは、互いに異なる。複数のフィルタ５１ａ，５１ｂとしては、例えば、銅やタングステン、アルミ等の金属板が用いられる。図７に示す例では、フィルタ５１ａ及びフィルタ５１ｂは、互いに異なるＸ線遮蔽能を有する。

複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれが有するＸ線遮蔽能は、材質により変化させてもよいし、厚さ（フィルタ５１ａ，５１ｂ内でのＸ線の透過経路長）により変化させてもよい。

遮蔽部材５２は、フィルタ５１ａ内で生じた散乱Ｘ線が、対応するＸ線検出素子５３ａ以外のＸ線検出素子５３ｂで検出されないように、当該散乱Ｘ線を遮蔽する。また、遮蔽部材５２は、複数のフィルタ５１ｂ内で生じた散乱Ｘ線が、対応するＸ線検出素子５３ｂ以外のＸ線検出素子５３ａで検出されないように、当該散乱Ｘ線を遮蔽する。例えば、遮蔽部材５２としては、例えば鉛など、高電子密度の金属板が用いられる。

複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれは、複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれを通過したＸ線（チャンネル入射Ｘ線）が入射するように設けられる。複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれは、複数のフィルタ５１ａ，５１ｂのそれぞれを通過したＸ線に応じた電気信号を生成する。複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれは、シンチレータ及び光センサを有する。

シンチレータは、例えば、ヨウ化ナトリウム（ＮａＩ）やビスマス酸ジャーマネイト（ＢＧＯ）等を材料として形成される。シンチレータの片面は、それぞれ、Ｘ線の入射面として機能する。シンチレータの入射面の反対側の面（以下、接合面と呼ぶ）には、光センサが設けられる。シンチレータは、入射面から入射されたＸ線フォトンのエネルギーを吸収し、蛍光（シンチレーション光）を発生する。発生されるシンチレーション光は、由来するＸ線フォトンのエネルギーに応じたエネルギーを有する。シンチレーション光は、シンチレータの内部を伝播し、接合面を介して、光センサに到達する。

光センサは、例えば、フォトダイオード（PhotoDiode：ＰＤ）や光電子増倍管（PhotoMultiplier Tube：ＰＭＴ）等の受光素子である。光センサは、対応するシンチレータからのシンチレーション光のエネルギーに応じた電荷量を有する電流信号を発生する。なお、発生される電流信号は、電荷パルスである。

このように、複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれは、チャンネル入射Ｘ線の強度を電流信号の電荷量に変換する。発生された電流信号は、複数のＤＡＳ５４ａ，５４ｂのそれぞれに供給される。

複数のＤＡＳ５４ａ，５４ｂのそれぞれは、複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのそれぞれからのアナログの電気信号（電流信号）を入力する。複数のＤＡＳ５４ａ，５４ｂのそれぞれは、積分器及びＡ／Ｄ変換器（ＡＤＣ）を有する。

積分器は、例えば、抵抗、コンデンサ及びアンプを含む。積分器は、複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂのうち対応するＸ線検出素子からの電気信号（電流信号）を入力する。積分器は、対応するＸ線検出素子から所定時間に読み出された電荷パルス（電流信号）を積分（加算）する。所定時間は、例えば、１ビューに相当する時間に応じて設定される。以下、積分された電荷パルスを積分信号と呼ぶ。生成されたアナログの積分信号（電流信号）は、対応するＩ／Ｖ変換回路（図示しない）を介して、対応するＡＤＣに供給される。

ＡＤＣは、対応する積分器から、対応するＩ／Ｖ変換回路（図示しない）を介して、アナログの積分信号（電圧信号）を入力する。ＡＤＣは、入力されたアナログの積分信号をＡ／Ｄ変換して、デジタルの積分信号を生成する。ＡＤＣは、処理可能な電気信号の範囲として予め設定された共通の入力レンジを有する。入力レンジは、例えば電気信号に関する大きさ（例えば振幅）の範囲である。電気信号の振幅は、アナログの積分信号の電圧値を示す。生成されたデジタルの電気信号は、コンソール３０に送信される。

このように、複数のＤＡＳ５４ａ，５４ｂのそれぞれは、Ｘ線管１２ａからのＸ線に応じた電気信号をコンソール３０に送信する。

コンソール３０の前処理機能３７２は、ＡＤＣから送信された電気信号に対して各種の前処理を施して生データを生成する。具体的には、前処理機能３７２は、ＤＡＳ５４ａから送信された電気信号に対して各種の前処理を施して第１の生データを生成する。また、前処理機能３７２は、ＤＡＳ５４ｂから送信された電気信号に対して各種の前処理を施して第２の生データを生成する。

そして、取得機能３７７は、第１の生データと第２の生データとの比を計算する。例えば、取得機能３７７は、第１の生データと第２の生データとの比として、第１の生データを第２の生データで除することにより得られるデータ、又は、第２の生データを第１の生データで除することにより得られるデータを計算する。

ここで、焦点位置の変化に応じて、第１の生データと第２の生データとの比も変化する。すなわち、第１の生データと第２の生データとの比は、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報である。したがって、第１の生データと第２の生データとの比と、Ｘ線管１２ａの焦点位置とは対応している。したがって、第１の生データと第２の生データとの比に関する情報から、Ｘ線管１２ａの焦点位置を特定することができる。

このため、第２の実施形態では、取得機能３７７は、第１の生データと第２の生データとの比を焦点位置特定用テーブル３５ａの「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目に登録する。「Ｘ線のエネルギースペクトルに関する情報」の項目に登録される第１の生データと第２の生データとの比は、Ｘ線のエネルギースペクトルに関する第１の情報の一例である。

また、第２の実施形態では、図５に示す処理のステップＳ１０１において、取得機能３７７は、上述した方法と同様の方法により第１の生データと第２の生データとの比を計算することにより、第１の生データと第２の生データとの比を取得する。このように、取得機能３７７は、複数の積分型のＸ線検出素子（積分型検出素子）５３ａ，５３ｂからの出力に基づいて、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する情報（第３の情報）を取得する。

なお、上述したような方法で計算される第１の生データと第２の生データとの比は、Ｘ線管１２ａから照射されるＸ線を検出する複数のＸ線検出素子５３ａ，５３ｂから出力される複数の信号の比である。

第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１について説明した。第２の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１によれば、第１の実施形態に係るＸ線ＣＴ装置１及び第１の実施形態の変形例に係るＸ線ＣＴ装置１と同様に、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータ１７を用いずに、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する情報を特定することができる。

なお、第２の実施形態において、Ｘ線ＣＴ装置１は、Ｘ線検出器１３として積分型の検出器を用いてＸ線ＣＴ画像データを再構成してもよい。

上記説明において用いた「プロセッサ」という文言は、例えば、ＣＰＵ（Central Processing Unit）、ＧＰＵ（Graphics Processing Unit）、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ）、若しくは、プログラマブル論理デバイス（例えば、単純プログラマブル論理デバイス（Simple Programmable Logic Device：ＳＰＬＤ）、複合プログラマブル論理デバイス（Complex Programmable Logic Device：ＣＰＬＤ）、又は、フィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等の回路を意味する。プロセッサは、メモリ３５に保存されたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、メモリ３５にプログラムを保存する代わりに、プロセッサの回路内にプログラムを直接組み込むよう構成しても構わない。この場合、プロセッサは回路内に組み込まれたプログラムを読み出し実行することで機能を実現する。なお、本実施形態の各プロセッサは、プロセッサごとに単一の回路として構成される場合に限らず、複数の独立した回路を組み合わせて１つのプロセッサとして構成し、その機能を実現するようにしてもよい。

以上述べた少なくとも１つの実施形態又は少なくとも１つの変形例のＸ線ＣＴ装置１によれば、ＣＴスキャン中において、ピンホールコリメータ１７を用いずに、Ｘ線管１２ａの焦点位置に関する情報を特定することができる。

いくつかの実施形態を説明したが、これらの実施形態は、例として提示したものであり、発明の範囲を限定することは意図していない。これら実施形態は、その他の様々な形態で実施されることが可能であり、発明の要旨を逸脱しない範囲で、種々の省略、置き換え、変更、実施形態同士の組み合わせを行うことができる。これら実施形態やその変形は、発明の範囲や要旨に含まれると同様に、特許請求の範囲に記載された発明とその均等の範囲に含まれるものである。

１ Ｘ線ＣＴ装置
３５ メモリ
３５ａ 焦点位置特定用テーブル
３７７ 取得機能
３７８ 特定機能

Claims (7)

1. Ｘ線のエネルギースペクトルに関する第１の情報と、Ｘ線管の焦点位置に関する第２の情報とが対応付けられたテーブルを記憶する記憶部と、
   前記Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルに関する第３の情報を取得する取得部と、
   前記第３の情報と前記テーブルとに基づいて、補正焦点位置を特定する特定部と、
   を備える、Ｘ線ＣＴ装置。
2. 前記補正焦点位置に基づいて再構成処理を行う再構成処理部を更に備える、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
3. 前記Ｘ線管から照射されるＸ線を検出する補正用検出器を更に備え、
   前記取得部は、前記補正用検出器からの出力に基づいて前記第３の情報を取得する、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
4. 前記補正用検出器は、複数の積分型検出素子を含む、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
5. 前記補正用検出器は、光子計数型検出素子を含む、請求項３に記載のＸ線ＣＴ装置。
6. 前記第１の情報及び前記第３の情報は、前記Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトル又は前記Ｘ線管から照射されるＸ線のエネルギースペクトルの平均値である、請求項１に記載のＸ線ＣＴ装置。
7. 前記第１の情報及び前記第３の情報は、前記Ｘ線管から照射されるＸ線を検出する前記複数の積分型検出素子から出力される複数の信号の比である、請求項４に記載のＸ線ＣＴ装置。

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