JP2015180859A - フォトンカウンティングｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

【課題】検出器の利得を高精度に較正することが可能なフォトンカウンティングＣＴ装置の提供。【解決手段】Ｘ線源１３１は、電子を発生する陰極と、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線をそれぞれ発生可能な複数のターゲットを有する陽極と、を含む。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、Ｘ線源１３１から発生されたＸ線フォトンを検出する。較正部３５は、複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーとフォトンカウンティングＣＴ検出器１５からの出力との対応関係に基づいてフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正する。【選択図】図１

Description

本発明の実施形態は、フォトンカウンティングＣＴ装置に関する。

Ｘ線コンピュータ断層撮影装置では、エアや様々なファントム等を用いて検出器の較正を行っている。検出器の利得の較正には、一般的に、放射性同位元素（ＲＩ：radioactive isotope）を用いることが多い。しかしながら、フォトンカウンティングＣＴ検出器をＲＩで較正するためには、１００ＭＢｑ以上の放射能を有するＲＩを用いる必要があり、現実的には難しい。検出器は、温度等の外的環境に応じて特性が異なる。また、フォトンカウンティングＣＴでは、既定のエネルギー幅を有するエネルギー帯域毎にデータが処理されるため、機器の利得（gain：ゲイン）を高精度に較正する必要がある。

特開２００２−１９５９６１号公報 特開２００６−１５５９２５号公報

実施形態の目的は、検出器の利得を高精度に較正することが可能なフォトンカウンティングＣＴ装置を提供することにある。

本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、電子を発生する陰極と、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線をそれぞれ発生可能な複数のターゲットを有する陽極と、を含むＸ線源と、前記Ｘ線源から発生されたＸ線フォトンを検出するフォトンカウンティングＣＴ検出器と、前記複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーと前記フォトンカウンティングＣＴ検出器からの出力との対応関係に基づいて前記フォトンカウンティングＣＴ検出器の利得を較正する較正部と、を具備する。

本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図 図１のＸ線源装置の構成を模式的に示す図 図１の信号処理回路の１チャンネル分の構成を示す図 ある元素に由来するＸ線のエネルギースペクトラムを示す図 図２の陽極の平面図 図５の６―６’断面図 図１のフォトンカウンティングＣＴ検出器により検出されたＸ線フォトンのヒストグラムを模式的に示す図 、図７に係るフォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係を示す図 変形例２に係るＸ線源装置の内部を模式的に示す図 変形例２に係るＸ線制御部の動作例を説明するための図であって、第１の較正用のターゲットからＸ線を発生させる例を模式的に示す図 変形例２に係るＸ線制御部の動作例を説明するための図であって、第２の較正用のターゲットからＸ線を発生させる例を模式的に示す図 変形例３に係るＸ線源装置の較正を模式的に示す図 変形例３に係るＸ線制御部の動作例を説明するための図

以下、図面を参照しながら本実施形態に係わるフォトンカウンティングＣＴ装置を説明する。

図１は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の構成を示す図である。図１に示すように、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、架台１０とコンソール３０とを備えている。架台１０は、円筒形状を有する回転フレーム１１を回転軸Ｚ回りに回転可能に支持している。回転フレーム１１には、回転軸Ｚを挟んで対向するようにＸ線源装置１３とフォトンカウンティングＣＴ検出器１５とが取り付けられている。回転フレーム１１の開口（bore）にはＦＯＶ（field of view）が設定される。回転フレーム１１の開口内には天板１７が挿入される。天板１７には被検体Ｓが載置される。天板１７に載置された被検体Ｓの撮像部位がＦＯＶ内に含まれるように天板１７が位置決めされる。回転フレーム１１は、回転駆動部１９からの動力を受けて回転軸Ｚ回りに一定の角速度で回転する。回転駆動部１９は、架台制御部２１からの制御に従って回転フレーム１１を回転させるための動力を発生する。

Ｘ線源装置１３は、Ｘ線源１３１と高電圧発生部１３３とを有する。Ｘ線源１３１は、高電圧発生部１３３に接続されている。高電圧発生部１３３は、架台制御部２１による制御に従いＸ線源１３１に高電圧を印加し、フィラメント電流を供給する。本実施形態に係るＸ線源１３１は、電子を発生可能な陰極と、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線を発生可能な構造を有する陽極とを有している。

図２は、本実施形態に係るＸ線源装置１３の構成を模式的に示す図である。図２に示すように、Ｘ線源装置１３は、Ｘ線源１３１と高電圧発生部１３３とを有している。高電圧発生部１３３は、Ｘ線制御部６１、高電圧発生器６３、フィラメント電流調節器６５、磁場調節器６７、及び焦点調節器６９を有している。

Ｘ線源１３１は、Ｘ線管容器１３１ａを有する。Ｘ線管容器１３１ａの内部は絶縁油で満たされている。Ｘ線管容器１３１ａの内部にはＸ線管７１が収容されている。Ｘ線管７１は、筐体７１ａを有している。筐体７１ａの内部は真空に保たれている。筐体７１ａとしては、例えば、ガラスや金属等を材料として形成される。筐体７１ａ内には陰極７３、磁場発生体７５、及び陽極７７が装備されている。陰極７３は、フィラメント７３１と集束電極７３３とを含んでいる。陰極７３は、ケーブル等を介して高電圧発生器６３とフィラメント電流調節器６５とに接続されている。高電圧発生器６３は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、陰極７３と陽極７７との間に管電圧を印加する。フィラメント電流調節器６５は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、フィラメント７３１に供給されるフィラメント電流を調節する。フィラメント電流の供給を受けたフィラメント７３１は発熱し熱電子を放出する。放出された熱電子は、フィラメント７３１と陽極７７との間に印加された管電圧により、陽極７７に向けて飛翔して衝突する。陽極７７への熱電子の衝突範囲は焦点と呼ばれている。陽極７７は、円盤形状を有する電極である。陽極７７は、回転軸（以下、陽極回転軸と呼ぶ）ＲＡ回りに回転可能に設けられている。陽極７７は、フィラメント７３１からの熱電子を受けて、Ｘ線管容器１３１ａに設けられたＸ線出射口１３５に向けてＸ線を放射する。

フィラメント７３１と陽極７７との間には、フィラメント７３１から放出された熱電子を集束させるための集束電極７３３が設けられている。集束電極７３３は、焦点調節器６９に接続される。焦点調節器６９は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、集束電極７３３に電圧（集束電極電圧）を印加する。フィラメント７３１から放出された熱電子は、集束電極電圧によりビーム状に集束する。集束電極電圧に応じて陽極７７に形成される焦点のサイズが変化する。焦点調節器６９は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、集束電極電圧を調節する。集束電極７３３と陽極７７との間には磁場発生体７５が設けられる。磁場発生体７５は、磁場調節器６７に接続される。磁場調節器６７は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、磁場発生体７５に電圧（偏向電圧）を印加する。偏向電圧の印加を受けた磁場発生体７５は、電磁誘導の原理により磁場を発生する。磁場調節器６７は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、磁場発生体７５より発生される磁場の強度を調節可能である。磁場発生体７５により発生される磁場により、フィラメント７３１から放出された熱電子の軌道が偏向する。熱電子の軌道が偏向することにより陽極７７に形成される焦点の位置が変化する。

Ｘ線制御部６１は、架台制御部２１からの制御に従い高電圧発生器６３、フィラメント電流調節器６５、磁場調節器６７、及び焦点調節器６９を同期的に制御する。Ｘ線制御部６１は、患者Ｓを対象とするフォトンカウンティングＣＴ撮影のモード（以下、患者撮影モードと呼ぶ）においては患者撮影用のＸ線が陽極７７から発生され、較正モードにおいては較正用のＸ線が陽極７７から発生されるように、高電圧発生器６３、フィラメント電流調節器６５、磁場調節器６７、及び焦点調節器６９を制御する。

図１に示すように、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、Ｘ線源装置１３から発生されたＸ線をフォトン単位で検出する。より詳細には、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、患者撮影モードにおいては、検出されたＸ線フォトンのカウント数を表現する計数データを複数のエネルギー帯域について収集する。具体的には、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、Ｘ線検出器１５１と信号処理回路１５３とを有する。

Ｘ線検出器１５１は、Ｘ線源１３１から発生されたＸ線フォトンを検出する。Ｘ線検出器１５１は、２次元状に配列された複数のＸ線検出素子を搭載する。Ｘ線検出器１５１は、典型的には、直接検出型の半導体検出器により実現される。各Ｘ線検出素子は、Ｘ線源１３１からのＸ線フォトンを検出し、検出されたＸ線フォトンのエネルギーに応じた電気パルス（電気信号）を生成する。具体的には、Ｘ線検出素子は、半導体の両端に電極が取り付けられてなる半導体ダイオードにより構成される。半導体に入射したＸ線フォトンは、電子・正孔対に変換される。１つのＸ線フォトンの入射により生成される電子・正孔対の数は、入射Ｘ線フォトンのエネルギーに依存する。電子と正孔とは、半導体の両端に形成された一対の電極に互いに引き寄せられる。一対の電極は、電子・正孔対の電荷に応じた波高値を有する電気パルスを発生する。一個の電気パルスは、入射Ｘ線フォトンのエネルギーに応じた波高値を有する。本実施形態に係る半導体材料としては、Ｘ線フォトンを効率良く正孔・電子対に変換可能な比較的原子番号が大きい物質が用いられると良い。フォトンカウンティングＣＴに好適な半導体材料としては、例えば、ＣｄＴｅやＣｄＺｎＴｅ等が知られている。なお、本実施形態に係るＸ線検出器１５１としては直接検出型の半導体検出器に限定されず、間接検出型の検出器であっても良い。間接検出型のＸ線検出器１５１としては、シンチレータと光センサとを組み合わせたタイプが適用可能である。なお、光センサとしては、例えば、ＳｉＰＭ（silicon photomultipliers）であっても良い。

信号処理回路１５３は、架台制御部２１からの制御に従って、Ｘ線検出器１５１により検出されたＸ線フォトンのカウント数を表現する計数データを、複数のエネルギー帯域の各々について収集する。信号処理回路１５３は、Ｘ線検出器１５１の検出器画素数分の読出チャンネルを装備している。これら複数の読出チャンネルは、ＡＳＩＣ（application specific integrated circuits）等の集積回路に並列的に実装されている。

図３は、信号処理回路１５３の１チャンネル分の構成を示す図である。図３に示すように、信号処理回路１５３は、前置増幅器５１、可変利得増幅器５３、波高弁別器５５、計数回路５７、及び出力器５９を有している。前置増幅器５１は、Ｘ線検出器１５１からの電気信号を一定の利得（増幅率）で増幅する。可変利得増幅器５３は、前置増幅器５１からの電気信号を可変の利得（増幅率）で増幅する。可変の利得は、コンソール３０に含まれる較正部３５により調節される。波高弁別器５５は、可変利得増幅器５３からの電気信号のエネルギー帯域を弁別する。より詳細には、波高弁別器５５は、予め定められた複数のエネルギー帯域のうちのＸ線検出器１５１により検出されたＸ線フォトンが属するエネルギー帯域を、当該Ｘ線フォトンに由来する可変利得増幅器５３からの電気信号の波高値を閾値に対して比較することにより弁別する。波高弁別器５５は、Ｘ線フォトンが属するエネルギー帯域の種類に応じた電気パルス（以下、弁別信号）を出力する。計数回路５７は、Ｘ線検出器１５１により検出されたＸ線フォトンを複数のエネルギー帯域毎に計数する。具体的には、計数回路５７は、波高弁別器５５からの弁別信号を、複数のエネルギー帯域の各々についてビュー毎に計数し、Ｘ線検出器１５１により検出されたＸ線フォトン数のカウント数を表現する計数データを生成する。エネルギー帯域はＡＤＵ（analog to digital unit）により規定される。換言すれば、計数データは、複数のＡＤＵの各々についてのカウント数を表現するデータである。出力器５９は、計数データをコンソール３０に伝送する。

図１に示すように、架台制御部２１は、架台１０に搭載された各種機器の制御を統括する。架台制御部２１は、ハードウェア資源として、ＣＰＵ（Central Processing Unit）やＭＰＵ（Micro Processing Unit）等の演算装置（プロセッサ）とＲＯＭ（Read Only Memory）やＲＡＭ（Random Access Memory）等の記憶装置（メモリ）とを有する。具体的には、架台制御部２１は、コンソール３０からの撮影モードの種類に応じて高電圧発生部１３３、信号処理回路１５３、及び回転駆動部１９の制御態様を切り替える。具体的には、架台制御部２１は、患者撮影モードと較正モードとに応じて制御態様を切り替える。患者撮影モードの場合、回転駆動部１９は、架台制御部２１による制御に従う一定の角速度で回転する。高電圧発生部１３３は、架台制御部２１による制御に従って、設定管電圧値に対応する高電圧（管電圧）をＸ線源１３１に印加し、フィラメント電流をＸ線源１３１に供給する。信号処理回路１５３は、架台制御部２１による制御に従って、Ｘ線曝射タイミングに同期して計数データを複数のエネルギー帯域の各々についてビュー毎に収集する。較正モードの場合、架台制御部２１は、エネルギーが異なる複数の特性Ｘ線がＸ線源１３１から発生されるように高電圧発生部１３３を制御する。信号処理回路１５３は、複数の特性Ｘ線に関する計数データを収集する。なお、複数の特性Ｘ線はＸ線源１３１から同時に発生されても良いし、異なるタイミングで発生されても良い。

コンソール３０は、データ記憶部３１、再構成部３３、較正部３５、Ｉ／Ｆ部３７、表示部３９、入力部４１、主記憶部４３、及びシステム制御部４５を備えるコンピュータを有する。

データ記憶部３１は、ＨＤＤ(hard disk drive)やＳＳＤ(solid state drive)、集積回路記憶装置等の記憶装置である。データ記憶部３１は、架台１０から伝送された複数のエネルギー帯域に関する計数データを記憶する。

再構成部３３は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ等の演算装置（プロセッサ）とＲＯＭやＲＡＭ等の記憶装置（メモリ）とを有する。再構成部３３は、データ記憶部３１に記憶された計数データに基づいて、画像化対象のエネルギー帯域に関するフォトンカウンティングＣＴ画像を再構成する。画像再構成アルゴリズムとしては、ＦＢＰ（filtered back projection）法やＣＢＰ（convolution back projection）法等の解析学的画像再構成法や、ＭＬ−ＥＭ（maximum likelihood expectation maximization）法やＯＳ−ＥＭ（ordered subset expectation maximization）法等の統計学的画像再構成法等の既存の画像再構成アルゴリズムが用いられれば良い。

較正部３５は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ等の演算装置（プロセッサ）とＲＯＭやＲＡＭ等の記憶装置（メモリ）とを有する。較正部３５は、複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーとフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の出力との関係に基づいて、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正する。より詳細には、較正部３５は、較正用の複数の特性Ｘ線の各々について当該特性Ｘ線のフォトンエネルギーと当該特性Ｘ線のフォトンエネルギーが理論的に属するエネルギー帯域との対応関係に基づいてフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正する。較正部３５による較正対象の利得とは、Ｘ線のエネルギー値とフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の出力値との対応関係を示す。

Ｉ／Ｆ部３７は、コンソール３０と架台１０との間の通信のためのインタフェースである。例えば、Ｉ／Ｆ部３７は、システム制御部４５からの撮像開始信号や撮像停止信号等を架台１０に供給する。また、Ｉ／Ｆ部３７は、患者撮影モードや較正モード等の撮影モードの種類を示すデータを供給する。

表示部３９は、フォトンカウンティングＣＴ画像等の種々の情報を表示機器に表示する。表示機器としては、例えばＣＲＴディスプレイや、液晶ディスプレイ、有機ＥＬディスプレイ、プラズマディスプレイ等が適宜利用可能である。

入力部４１は、入力機器によるユーザからの各種指令や情報入力を受け付ける。入力機器としては、キーボードやマウス、各種スイッチ等が利用可能である。

主記憶部４３は、種々の情報を記憶する記憶装置である。例えば、主記憶部４３は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の較正プログラムやフォトンカウンティングＣＴの撮像プログラム等を記憶する。

システム制御部４５は、ハードウェア資源として、ＣＰＵやＭＰＵ等の演算装置（プロセッサ）とＲＯＭやＲＡＭ等の記憶装置（メモリ）とを有する。システム制御部４５は、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の中枢として機能する。システム制御部４５は、本実施形態に係る較正プログラムを主記憶部４３から読み出し、当該較正プログラムに従って各種構成要素を制御する。これにより、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の較正が行われる。また、システム制御部４５は、本実施形態に係る撮像プログラムを主記憶部４３から読み出し、当該撮像プログラムに従って各種構成要素を制御する。これにより、フォトンカウンティングＣＴ撮像が行われる。

以下、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置の動作例について説明する。

ここで、利得の較正時における特性Ｘ線の利用について説明する。図４は、ある元素に由来するＸ線のエネルギースペクトラムを示す図である。図４の縦軸はカウント数に規定され、横軸はフォトンエネルギー［ｋｅＶ］に規定される。図４に示すように、Ｘ線のエネルギースペクトルは、特性Ｘ線に由来する輝線構造を有する。特性Ｘ線は、発生元の元素に固有のフォトンエネルギーを有している。

一般のＸ線コンピュータ断層撮影装置においては、既知の単一又は複数の特性Ｘ線（輝線）を放出する放射性同位元素を用いて較正が行われている。しかしながら、Ｘ線コンピュータ断層撮影装置に放射性同位元素を組み込むのは様々な観点から困難である。また、Ｘ線源に搭載された撮像用のターゲットから放出される特性Ｘ線を利用して較正を行うことも可能であるが、撮像用のターゲットは単一の元素により形成されている。そのため、Ｘ線源から放出される特性Ｘ線は、本数が少なく、狭いエネルギー範囲に分布する。そのため、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５に要求される高精度な利得の較正を行うことはできない。

本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、エネルギーが異なる複数の特性Ｘ線を発生可能なＸ線源装置１３を有し、複数の特性Ｘ線を利用してフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正する。

まず、Ｘ線源装置１３の陽極７７の構造について説明する。図５は、本実施形態に係る陽極７７の平面図である。図６は、図５の６―６’断面図である。なお、平面図は、陽極７７をフィラメント７３１から見た平面図である。図５及び図６に示すように、陽極７７は、陽極回転軸ＲＡ回りに回転可能に設けられている。陽極７７は、金属により形成された基台７７１を有する。基台７７１には撮像用のターゲット７７３が設けられる。撮像用のターゲット７７３は、主に患者撮影モードに用いられる。なお、撮像用のターゲット７７３は、較正モードにおいて用いられても良い。撮像用のターゲット７７３は、例えば、原子番号７４のタングステンや原子番号４２のモリブデンＭｏ等の重金属に属する元素により形成される。撮像用のターゲット７７３の表面には較正用のターゲット７７５が設けられる。較正用のターゲット７７５は、例えば、蒸着等により撮像用のターゲットに取り付けられる。較正用のターゲット７７５は、撮像用のターゲット７７３を構成する元素とは異なる種類の単一の元素により形成される。較正用のターゲット７７５は、少なくとも一つ設けられれば良い。複数の較正用のターゲット７７５が配置される場合、当該複数の較正用のターゲット７７５は、互いに異なるエネルギーの特性Ｘ線を発生可能なように、異なる種類の元素により形成されると良い。より詳細には、当該複数の特性Ｘ線が異なるエネルギー帯域に属していると良い。例えば、図５及び６に示すように、撮像用のターゲット７７３において２つの較正用のターゲット７７５−１及び７７５−２が設けられると良い。本実施形態に係る較正用のターゲットの元素としては、例えば、原子番号５０の錫Ｓｎや原子番号８２の鉛Ｐｂ、原子番号７９の金Ａｕ等が好ましい。

図５及び図６に示すように、複数の較正用のターゲット７７５は撮像用のターゲット７７３に並べて配置される。較正用のターゲット７７５は任意の形状に形成されると良い。例えば、較正用のターゲット７７５は、図６に示すように、円環形状に形成されると良い。較正用のターゲット７７５が円環形状を有する場合、陽極７７を陽極回転軸ＲＡ回りに回転させながら、同一の較正用のターゲット７７５に継続して熱電子を照射させることが可能となる。陽極７７を回転させることにより、熱電子の衝突による較正用のターゲット７７５の劣化を軽減することができる。複数の較正用のターゲット７７５は、陽極７７の半径方向に配列される。複数の較正用のターゲット７７５は、図５及び図６に示すように、互いに間隔を空けて配置されても良い。この場合、複数の較正用のターゲット７７５の間には、熱電子を衝突可能に撮像用のターゲット７７３が露出されている。なお、複数の較正用のターゲット７７５は、間隔を詰めて配置されても良い。この場合であっても、熱電子を衝突可能に撮像用のターゲット７７３が露出されている必要がある。

なお、撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５とは、含まれる元素の種類が違うので融点が異なる。撮像用のターゲット７７３が較正用のターゲット７７５よりも融点が高い場合、撮像用のターゲット７７３から発生される熱により較正用のターゲット７７５が融けてしまう虞がある。このため、撮像用のターゲット７７３と当該撮像用のターゲット７７３に接触する較正用のターゲット７７５−１との間、撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５−２との間に断熱体７７７が介在されると良い。断熱体７７が設けられることにより、撮像用のターゲット７７３から較正用のターゲット７７５への熱を断つことができ、較正用のターゲット７７５の融解を防止することができる。断熱体７７７としては、撮像用のターゲット７７３に用いられる元素よりも融点の高い物質、例えば、炭素を含む物質が用いられると良い。

ここで、Ｘ線制御部６１の制御の下に行われるＸ線源１３１からのＸ線の照射について説明する。なお、本動作例においては、フライングフォーカス技術により、Ｘ線発生対象の物質を切り替えるものとする。まず、ユーザは、入力部４１を介して患者撮影モード又は較正モードを選択する。患者撮影モードにおいてＸ線制御部６１は、撮像用のターゲット７７３に焦点が形成されるように磁場調節器６７を制御する。具体的には、磁場調節器６７は、フィラメント７３１から放出される熱電子が撮像用のターゲット７７３に衝突するように磁場発生体７５に印加する電圧の電圧値を調節する。患者撮影モードにおいて陽極７７は、熱電子の衝突による撮像用のターゲット７７３の劣化を防止するため、陽極回転軸ＲＡ回りに回転される。なお、患者撮影モードにおいて発生されるＸ線が撮像用のターゲット７７３由来の特性Ｘ線の他に、較正用のターゲット７７５由来の特性Ｘ線を含んでも良い場合、焦点は撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５との両方に跨がっても良い。

較正モードにおいてＸ線制御部６１は、較正用の物質からＸ線を発生させるために磁場調節器６７を制御する。較正は、任意の頻度で実施すれば良い。例えば、較正は、毎晩行われても良いし、週一回行われても良い。較正用の物質としては、撮像用のターゲット７７３と複数の較正用のターゲット７７５との中から任意に選択可能である。較正用の物質としては、少なくとも２種類以上が選択される。より多くの種類の物質を選択することにより較正の精度を向上できる。ここでは、説明を具体的に行うため、撮像用のターゲット７７３、第１の較正用のターゲット７７５−１、及び第２の較正用のターゲット７７５−２が選択されたものとする。なお、較正用の物質は、入力部４１を介してユーザにより選択されても良いし、予め設定されていても良い。

較正モードにおいてＸ線制御部６１は、撮像用のターゲット７７３、第１の較正用のターゲット７７５−１、及び第２の較正用のターゲット７７５−２に対して所定の時間間隔で順番に焦点が形成されるように磁場調節器６７を制御する。具体的には、磁場調節器６７は、第１の収集期間に亘って継続的に撮像用のターゲット７７３に熱電子が衝突するように磁場発生体７５への電圧の電圧値を調節する。撮像用のターゲット７７３に熱電子が衝突することにより、当該撮像用のターゲット７７３からＸ線が発生される。発生されたＸ線は、撮像用のターゲット７７３を構成する元素に固有の特性Ｘ線のエネルギー成分を有している。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、撮像用のターゲット由来のＸ線を検出し、当該撮像用のターゲット由来のＸ線に関する計数データを収集する。第１の収集期間の経過後、磁場調節器６７は、第２の収集期間に亘って継続的に第１の較正用のターゲット７７５−１に熱電子が衝突するように磁場発生体７５への電圧の電圧値を調節する。第１の較正用のターゲット７７５−１に熱電子が衝突することにより、当該第１の較正用のターゲット７７５−１からＸ線が発生される。発生されたＸ線は、第１の較正用のターゲット７７５−１を構成する元素に固有の特性Ｘ線のエネルギー成分を有している。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、第１の較正用のターゲット由来のＸ線を検出し、当該第１の較正用のターゲット由来のＸ線に関する計数データを収集する。第２の収集期間の経過後、磁場調節器６７は、第３の収集期間に亘って継続的に第２の較正用のターゲット７７５−２に熱電子が衝突するように磁場発生体７５への電圧の電圧値を調節する。第２の較正用のターゲット７７５−２に熱電子が衝突することにより、当該第２の較正用のターゲット７７５−２からＸ線が発生される。発生されたＸ線は、第２の較正用のターゲット７７５−２を構成する元素に固有の特性Ｘ線のエネルギー成分を有している。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、第２の較正用のターゲット由来のＸ線を検出し、当該第２の較正用のターゲット由来のＸ線に関する計数データを収集する。各収集期間は、後述のヒストグラムを生成可能な程度のデータ量の計数データを収集可能な時間に設定されれば良い。

なお、上記の説明においては、撮像用のターゲット７７３、第１の較正用のターゲット７７５−１、及び第２の較正用のターゲット７７５−２に対して所定の時間間隔で順番に焦点が形成されるように磁場調節器６７が制御されるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。すなわち、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５が撮像用のターゲット７７３に固有の特性Ｘ線、第１の較正用のターゲット７７５−１に固有の特性Ｘ線、及び第２の較正用のターゲット７７５−２に固有の特性Ｘ線を識別可能なエネルギー分解能を有している場合、撮像用のターゲット７７３、第１の較正用のターゲット７７５−１、及び第２の較正用のターゲット７７５−２に跨がる焦点が形成されるように磁場調節器６７が制御されても良い。この場合、撮像用のターゲット７７３、第１の較正用のターゲット７７５−１、及び第２の較正用のターゲット７７５−２から略同時に複数の特性Ｘ線が発生されることとなる。

また、較正モードにおいては、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の検出面の中心部分だけでなく、当該中心部分の周辺部分にまで強いＸ線が照射されると良い。従って較正モードにおいては、ウェッジフィルタをＸ線照射野から退避させると良い。

次に、較正部３５による較正処理について説明する。図７は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５により検出されたＸ線フォトンのヒストグラムＨｉを模式的に示す図である。図７に示すように、例示的に、第１のヒストグラムＨｉ−１は、撮像用のターゲット由来のＸ線フォトンに関するヒストグラムであり、第２のヒストグラムＨｉ−２は、第１の較正用のターゲット由来のＸ線フォトンに関するヒストグラムであり、第３のヒストグラムＨｉ−３は、第２の較正用のターゲット由来のＸ線フォトンに関するヒストグラムであるとする。各ヒストグラムＨｉは、較正モードにおいてフォトンカウンティングＣＴ検出器１５により収集される計数データに基づいて較正部３５により生成される。具体的には、較正部３５は、較正モードにおいて収集された計数データを分析して、エネルギー帯域（ＡＤＵ）毎のカウント数（入射イベント数）をプロットすることにより、各ヒストグラムＨｉを生成する。ＡＤＵはチャンネルと表現されることもある。

ヒストグラムＨｉ−１、Ｈｉ−２、及びＨｉ−３が生成されると較正部３５は、ヒストグラムＨｉ−１、Ｈｉ−２、及びＨｉ−３に基づいてフォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係を決定する。具体的には、較正部３５は、まず、各ヒストグラムＨｉ−１、Ｈｉ−２、及びＨｉ−３の頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３のＡＤＵ値Ｃｈ１、Ｃｈ２、及びＣｈ３を特定する。各ヒストグラムの頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３は、特性Ｘ線、典型的には、Ｋ輝線に対応する。特性Ｘ線を含むＸ線のヒストグラムは、典型的には、Ｋ輝線に由来する鋭いエッジ構造を有している。従って、ヒストグラムの頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３は、既知の数値解析又は画像処理により容易に検出可能である。なお、頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３のＡＤＵ値Ｃｈ１、Ｃｈ２、及びＣｈ３は中心チャンネルとも呼ばれる。

各ヒストグラムの中心チャンネルＣｈ１、Ｃｈ２、及びＣｈ３が特定されると較正部３５は、フォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係を決定する。図８は、フォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係を示す図である。図８の縦軸はＡＤＵ値に規定され、横軸はフォトンエネルギーに規定される。図８に示すように、較正部３５は、各ヒストグラムの頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３を、図８のグラフにプロットする。なお、各ヒストグラムの頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３がＸ線の発生元の物質の元素に固有の特性Ｘ線に対応する。元素の特性Ｘ線のフォトンエネルギーは実験的又は経験的に既知である。すなわち、ヒストグラムの頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３のフォトンエネルギーＥ１、Ｅ２、及びＥ３は既知である。頂点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３をプロットすると較正部３５は、各プロット点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３にフィットする直線ＬＣを計算する。直線ＬＣは、フォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係式を示している。換言すれば、直線ＬＣは、フォトンエネルギーと当該フォトンエネルギーを有するＸ線フォトンの理想のエネルギー帯域（ＡＤＵ値）との関係式を示している。

フォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係式が決定されると較正部３５は、当該関係式に従い可変利得増幅器５３の利得を較正する。例えば、図８の関係式ＬＣ上の任意点ＰｘのフォトンエネルギーＥｘを有するＸ線フォトンをフォトンカウンティングＣＴ検出器１５が検出した場合に、当該Ｘ線フォトンに由来する電気信号がエネルギー帯域（ＡＤＵ値）Ｃｈｘに属する波高値を有するような利得（増幅率）を計算する。そして較正部３５は、計算された利得を可変利得増幅器５３の利得に設定する。なお、任意点Ｐｘは、直線ＬＣ上の点であれば、点Ｐ１、Ｐ２、及びＰ３を含む如何なる点でも良い。

このように本実施形態に係る較正部３５は、互いに異なるエネルギー帯域に関する複数の特性Ｘ線に由来する計数データを利用して、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正する。従って、単一の特性Ｘ線に由来する計数データを利用していた従来に比して、本実施形態に係る較正部３５は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を高精度に較正することが可能となる。ひいては、フォトンカウンティングＣＴでの物質弁別の精度や定量性を向上することができる。

以上で較正部３５による較正処理についての説明を終了する。

上記の説明において較正部３５は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５からの計数データを利用してフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正するものとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、較正部３５は、可変利得増幅器５３からの電気信号を利用してフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正するものとした。この場合、出力器５９は、可変利得増幅器５３からの電気信号をＡ／Ｄ変換し、Ａ／Ｄ変換された電気信号をコンソール３０に伝送することとなる。

また、上記の説明において、較正用のターゲット７７５は円環形状に形成されるとした。しかしながら、較正用のターゲット７７５の形状は円環形状に限定されず、矩形形状等の任意の形状であっても良い。この場合、較正用のターゲット７７５は、撮像用のターゲット７７３の局所領域に配置されると良い。この場合、較正のためのＸ線の照射時において陽極７７の陽極回転軸ＲＡ回りの回転は不要である。すなわち、フィラメント７３１からの熱電子の衝突面（焦点）が較正用のターゲット７７５に重畳するように、較正のためのＸ線の照射の前段階において陽極７７が位置決めされる。また、複数の較正用のターゲット７７５が撮像用のターゲット７７３の局所領域に配置される場合、当該複数の較正用のターゲット７７５の配列方向は、陽極の半径方向に限定されず、例えば、陽極７７の円周方向等の非半径方向に配列されても良い。

また、上記の説明においてフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得は、可変利得増幅器５３の利得を較正することにより較正されるものとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得は、前置増幅器５１の利得を較正することにより較正されても良い。また、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得は、Ｘ線検出器１５１に含まれる検出器画素の利得を較正することにより較正されても良い。この場合、各検出器画素に印加される電圧の電圧値を調節することによりフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得が構成される。さらに、信号処理回路１５３が図示しない他の構成要素（例えば、波形整形器等）を備える場合、当該構成要素の利得を較正することによりフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正されても良い。

また、上記の説明において較正部３５は、コンソール３０に設けられるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、較正部３５は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５に設けられても良い。

（変形例１）
上記の実施形態においてＸ線制御部６１は、磁場調節器６７を制御して熱電子の軌道を偏向することにより焦点を変更するものとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。変形例１に係るＸ線制御部６１は、焦点調節器６９を制御して焦点のサイズを変更することにより焦点を変更する。以下、本実施形態に係る変形例１について説明する。なお以下の説明において、第１実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

変形例１に係るＸ線制御部６１は、患者撮影モードにおいて、少なくとも撮像用のターゲット７７３に焦点を形成するために焦点調節器６９を制御する。具体的には、焦点調節器６９は、フィラメント７３１から放出される熱電子が少なくとも撮像用のターゲット７７３に衝突するように集束電極７３３に印加する電極電圧の電圧値を調節する。なお、患者撮影モードにおいて発生されるＸ線が撮像用のターゲット７７３由来の特性Ｘ線の他に、較正用のターゲット７７５由来の特性Ｘ線を含んでも良い場合、焦点は撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５との両方に跨がっても良い。較正モードにおいてＸ線制御部６１は、少なくとも２種類の較正用の物質に焦点を形成するために焦点調節器６９を制御する。具体的には、焦点調節器６９は、フィラメント７３１から放出される熱電子が少なくとも２種類の較正用の物質に衝突するように集束電極７３３に印加する集束電極電圧の電圧値を調節する。

上記の通り変形例１によれば、磁場調節器６７及び磁場発生体７５を設ける必要がないので、上記の実施形態に比して低コストで、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線を発生可能なＸ線源装置１３を実現することが可能となる。

（変形例２）
上記の実施形態において複数の較正用のターゲット７７５は、撮像用のターゲット７７３に並べて配置されるとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。変形例２に係る複数の較正用のターゲット７７５は撮像用のターゲット７７３に重ねて配置される。以下、本実施形態に係る変形例２について説明する。なお以下の説明において、上記実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

図９は、変形例２に係るＸ線源装置１３の内部を模式的に示す図である。図９に示すように、変形例２において複数の較正用のターゲット７７５は、撮像用のターゲット７７３に重ねて配置される。図９においては、例えば、較正用のターゲット７７５−１が撮像用のターゲット７７３の表面に取り付けられ、較正用のターゲット７７５−２が較正用のターゲット７７５−１の表面に取り付けられている。撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５−１との間には断熱体７７７が介在される。なお、撮像用のターゲット７７３の表面は撮像用のターゲット７７３のフィラメント７３１に正対する面であり、較正用のターゲット７７５−１の表面は撮像用のターゲット７７３との接続面の反対側の面である。熱電子は、管電圧の電圧値が高いほど物質に深く入り込む。また、元素は原子番号が大きいほど熱電子と相互作用する確率が高い。そのため、複数の較正用のターゲット７７５は、撮像用のターゲット７７３に近い方から遠い方にかけて原子番号が小さくなるように配置される。図９の場合、撮像用のターゲット７７３に近い較正用のターゲット７７５−１は、撮像用のターゲット７７３から遠い較正用のターゲット７７５−２よりも原子番号が大きい。

次に変形例２に係るＸ線制御部６１の制御の下に行われるＸ線源１３１からのＸ線の照射について説明する。

較正モードにおいてＸ線制御部６１は、較正用の物質からＸ線を発生させるために高電圧発生器６３を制御する。高電圧発生器６３は、較正用の物質から順番にＸ線を発生させるために、複数の較正用の管電圧が順番に印加されるように高電圧発生器６３を制御する。較正用の管電圧は、較正用の物質に熱電子が到達可能な電圧値に設定される。複数の較正用の管電圧の各々について、当該較正用の管電圧に対応する物質の元素に応じた電圧値が設定される。較正用の物質としては、撮像用のターゲット７７３と複数の較正用のターゲット７７５との中から任意に選択可能である。ここでは、説明を具体的に行うため、第１の較正用のターゲット７７５−１と第２の較正用のターゲット７７５−２とが選択されたものとする。

図１０は、変形例２に係るＸ線制御部６１の動作例を説明するための図であって、第１の較正用のターゲット７７５−１からＸ線を発生させる例を模式的に示す図である。第１の較正用のターゲット７７５−１からＸ線を発生する場合、Ｘ線制御部６１は、第１の管電圧ｋＶ１を陰極７３と陽極７７との間に印加する。第１の管電圧ｋＶ１は、熱電子が較正用のターゲット７７５−２を透過して較正用のターゲット７７５−１に到達可能な電圧値に設定される。較正用のターゲット７７５−２内の元素に熱電子が衝突すると較正用のターゲット７７５−２からＸ線が発生する。

なお、第１の管電圧ｋＶ１の印加の下において熱電子は、較正用のターゲット７７５−２内の元素に衝突する場合もある。この場合、較正用のターゲット７７５−１からＸ線が発生する。すなわち、第１の管電圧ｋＶ１の印加の下において陽極７７から発生されたＸ線は、較正用のターゲット７７５−２由来のエネルギー成分と較正用のターゲット７７５−１由来のエネルギー成分とを含んでいる。当該Ｘ線から較正用のターゲット７７５−１由来のエネルギー成分を除去するため、Ｘ線出射口１３５に較正用のターゲット７７５−１内の元素と同種の元素により形成されたＸ線フィルタが設けられる。Ｘ線出射口１３５を通過したＸ線からは較正用のターゲット７７５−２由来のエネルギー成分が除去され、較正用のターゲット７７５−１由来のエネルギー成分が支配的になる。換言すれば、Ｘ線フィルタによりＸ線源１３１から発生されるＸ線を単色化することができ、ひいては、特性Ｘ線のＳ／Ｎを向上することができる。例えば、第１の較正用のターゲット７７５−１が鉛であり、第２の較正用のターゲット７７５−２が錫により形成される良い。Ｘ線出射口１３５には、撮像用のターゲット７７３に近い方の較正用のターゲット７７５−２の元素と同種類の元素により構成されるＸ線フィルタが設けられる。例えば、第１の較正用のターゲット７７５−１が鉛であり、第２の較正用のターゲット７７５−２が錫により形成される場合、Ｘ線出射口１３５には鉛により形成されたＸ線フィルタが設けられる。Ｘ線源装置１３から照射されたＸ線は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５により検出される。検出されたＸ線は、較正用のターゲット７７５−１に含まれる元素に固有の特性Ｘ線を含み、較正用のターゲット７７５−２に含まれる元素に固有の特性Ｘ線を含まない。

なお、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５が較正用のターゲット７７５−２内の元素に固有の特性Ｘ線と較正用のターゲット７７５−１内の元素に固有の特性Ｘ線とを個別に識別可能なエネルギー分解能を有する場合、Ｘ線出射口１３５にＸ線フィルタを設け無くても良い。

図１１は、変形例２に係るＸ線制御部６１の動作例を説明するための図であって、第２の較正用のターゲット７７５−２からのＸ線を発生させる例を模式的に示す図である。第２の較正用のターゲット７７５−２からＸ線を発生する場合、Ｘ線制御部６１は、第２の管電圧ｋＶ２を陰極７３と陽極７７との間に印加する。第２の管電圧ｋＶ２は、較正用のターゲット７７５−２を透過できない程度の低い電圧値に設定される。第２の管電圧ｋＶ２は、第１の管電圧ｋＶ１よりも電圧値が低い。較正用のターゲット７７５−２内の元素に熱電子が衝突すると較正用のターゲット７７５−２からＸ線が発生する。なお、第２の管電圧ｋＶ２の印加の下において熱電子が較正用のターゲット７７５−１を透過する確率は無視できる程度に低い。Ｘ線源装置１３から照射されたＸ線は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５により検出される。検出されたＸ線は、較正用のターゲット７７５−２に含まれる元素に固有の特性Ｘ線を含み、較正用のターゲット７７５−１に含まれる元素に固有の特性Ｘ線を含まない。

なお、上記の説明においてＸ線制御部６１は、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５が較正用のターゲット７７５−１固有の特性Ｘ線と較正用のターゲット７７５−２固有の特性Ｘ線とに関する計数データを収集するため、第１の管電圧と第２の管電圧とを順番に印加するとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５が較正用のターゲット７７５−２内の元素に固有の特性Ｘ線と較正用のターゲット７７５−１内の元素に固有の特性Ｘ線とを個別に識別可能なエネルギー分解能を有する場合、第１の管電圧のみを陰極７３と陽極７７との間に印加すれば良い。これにより、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、較正用のターゲット７７５−２由来の特性Ｘ線と較正用のターゲット７７５−１由来の特性Ｘ線とに関する計数データを収集することができる。なお、この際、Ｘ線出射口１３５には較正用のターゲット７７５−１の元素と同種の元素により形成されたＸ線フィルタを設ける必要は無い。

変形例２に係るＸ線制御部６１は、患者撮影モードにおいて、撮像用のターゲット７７３からＸ線を発生させるために高電圧発生器６３を制御する。具体的には、高電圧発生器６３は、フィラメント７３１から放出される熱電子がターゲット７７３に到達するように管電圧の電圧値を調節する。較正用のターゲット７７５−２由来のエネルギー成分と較正用のターゲット７７５−１由来のエネルギー成分とが不要な場合、Ｘ線出射口１３５に、撮像用のターゲット７７３の元素と同種の元素により形成されたＸ線フィルタが設けられると良い。

上記の通り変形例２によれば、管電圧値を調節することによりエネルギーの異なる複数の特性Ｘ線を発生することができる。従って、焦点サイズの変更や熱電子の軌道の偏向等による焦点の調節が不要となり、上記の実施形態に比して、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線を低コスト且つ簡便に実現できる。

（変形例３）
上記の実施形態においてＸ線源装置１３は、単一のフィラメント７３１を搭載するとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。変形例３に係るＸ線源装置１３は、Ｘ線の発生元を切り替えるため複数のフィラメントを搭載する。以下、本実施形態に係る変形例３について説明する。なお以下の説明において、上記実施形態と略同一の機能を有する構成要素については、同一符号を付し、必要な場合にのみ重複説明する。

図１２は、変形例３に係るＸ線源装置１３の構成を模式的に示す図である。図１２に示すように、変形例３に係るＸ線源装置１３は、Ｘ線源１３１と高電圧発生部１３３とを有している。高電圧発生部１３３は、Ｘ線制御部６１、高電圧発生器６３、フィラメント電流調節器６５、焦点調節器６９、及び切替器８１を有している。

変形例３に係るＸ線源装置１３は、筐体７１ａ内に複数の陰極７３を装備している。例えば、筐体７１ａには、図１２に示すように、３つの陰極７３−１、陰極７３−２、及び陰極７３−３が装備される。例えば、陰極７３は、撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５との合計数に等しい数だけ設けられる。複数の較正用のターゲット７７５は、図５及び６に示すように、撮像用のターゲット７７３に並べて配置される。複数の陰極７３の各々は、フィラメント７３１と集束電極７３３とを有している。複数のフィラメント７３１は切替器８１に接続される。各フィラメント７３１は、衝突対象の物質に熱電子が衝突するように位置決めされる。複数の集束電極７３３は、焦点調節器６９に接続される。

切替器８１は、複数のフィラメント７３１と高電圧発生器６３との間の接続を切り替え可能に構成されている。切替器８１は、Ｘ線制御部６１からの制御に従って、複数のフィラメント７３１のうちの接続対象のフィラメント７３１を通電するために、当該接続対象のフィラメント７３１と高電圧発生器６３とを接続する。接続対象のフィラメント７３１は、患者撮影モードにおいては撮像用のターゲット７７３に対応するフィラメント７３１に設定され、較正モードにおいては較正に用いる物質に対応するフィラメント７３１に設定される。較正に用いる物質は、上記の実施形態と同様、撮像用のターゲット７７３と複数の較正用のターゲット７７５とのうちの少なくとも２種類が選択される。

焦点調節器６９は、Ｘ線制御部６１による制御に従い、接続対象のフィラメント７３１に対応する集束電極７３３に集束電極電圧を印加する。なお、複雑な制御を避けるため、Ｘ線制御部６１は、Ｘ線照射時においては常に複数の集束電極７３３に集束電極電圧を印加しても良い。

次に、変形例３に係るＸ線制御部６１の制御のもとに行われるＸ線の照射について説明する。図１３は、変形例３に係るＸ線制御部６１の動作例を説明するための図である。図１３に示すように、撮像用のターゲット７７３に複数の較正用のターゲット７７５が並べられている。撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５−１との間、撮像用のターゲット７７３と較正用のターゲット７７５−２との間に断熱体７７７が介在される。フィラメント７３１−１は撮像用のターゲット７７３に焦点が形成されるように位置決めされている。フィラメント７３１−２は第１の較正用のターゲット７７５−１に焦点が形成されるように位置決めされ、フィラメント７３１−３は第２の較正用のターゲット７７５−２に焦点が形成されるように位置決めされている。

変形例３に係るＸ線制御部６１は、患者撮影モードにおいて、撮像用のターゲット７７３に対応するフィラメント７３１−１が通電するように切替器８１を制御する。具体的には、切替器８１は、撮像用のターゲット７７３に対応するフィラメント７３１−１と高電圧発生器６３とを接続し、フィラメント７３１−１を通電する。これによりフィラメント７３１−１は、発熱し熱電子を放出する。放出された熱電子は撮像用のターゲット７７３内の元素に衝突し、撮像用のターゲット７７３からＸ線が発生する。

較正モードにおいてＸ線制御部６１は、少なくとも２種類の較正用の物質に対応する少なくとも２つのフィラメント７３１を順番に通電するために切替器８１を制御する。以下の説明を具体的に行うため、較正用の物質は、撮像用のターゲット７７３、第１の較正用のターゲット７７５−１、及び第２の較正用のターゲット７７５−２であるとする。較正モードの第１の収集期間においてＸ線制御部６１は、まず、撮像用のターゲット７７３に対応するフィラメント７３１−１を通電するために切替器８１を制御する。Ｘ線制御部６１による制御に従い切替器８１は、撮像用のターゲット７７３に対応するフィラメント７３１−１と高電圧発生器６３とを接続する。これにより、撮像用のターゲット７７３からＸ線が発生する。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、発生された撮像用のターゲット７７３由来のＸ線を検出し、検出されたＸ線に関する計数データを収集する。第１の収集期間の経過後の第２の収集期間においてＸ線制御部６１は、第１の較正用のターゲット７７５−１に対応するフィラメント７３１−２を通電するために切替器８１を制御する。Ｘ線制御部６１による制御に従い切替器８１は、フィラメント７３１−２と高電圧発生器６３とを接続する。これにより、第１の較正用のターゲット７７５−１からＸ線が発生する。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、発生された第１の較正用のターゲット７７５−１由来のＸ線を検出し、検出されたＸ線に関する計数データを収集する。第２の収集期間の経過後の第３の収集期間においてＸ線制御部６１は、第２の較正用のターゲット７７５−３に対応するフィラメント７３１−３を通電するために切替器８１を制御する。Ｘ線制御部６１による制御に従い切替器８１は、フィラメント７３１−３と高電圧発生器６３とを接続する。これにより、第２の較正用のターゲット７７５−２からＸ線が発生する。フォトンカウンティングＣＴ検出器１５は、発生された第２の較正用のターゲット７７５−２由来のＸ線を検出し、検出されたＸ線に関する計数データを収集する。

なお、変形例３においても、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５のエネルギー分解能が低い場合、Ｘ線出射口１３５にＸ線フィルタが設けられても良い。例えば、較正用のターゲット７７５−１に熱電子を衝突させる場合、Ｘ線出射口１３５に較正用のターゲット７７５−１内の元素と同種の元素により形成されたＸ線フィルタが設けられると良い。また、較正用のターゲット７７５−２に熱電子を衝突させる場合、Ｘ線出射口１３５に較正用のターゲット７７５−２内の元素と同種の元素により形成されたＸ線フィルタが設けられると良い。Ｘ線出射口１３５にＸ線フィルタを設けることにより、Ｘ線フィルタによりＸ線源１３１から発生されるＸ線を単色化することができ、ひいては、特性Ｘ線のＳ／Ｎを向上することができる。

上記の通り変形例３によれば、複数のＸ線の発生元の各々についてフィラメントが設けられている。従って、焦点サイズの変更や熱電子の軌道の偏向等の複雑な焦点制御が不要となる。

（変形例４）
上記の実施形態においては、複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーとフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の出力との関係に基づいてフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正するとした。しかしながら、本実施形態はこれに限定されない。例えば、信号処理回路１５３は、複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーとフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の出力との関係に基づいてフォトンカウンティングＣＴ検出器１５からの出力（計数データ）を補正しても良い。例えば、較正部３５は、上記の通り、較正モードにおいて、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５により収集される計数データに基づいて、各ターゲット由来のＸ線フォトンにヒストグラムを生成し、生成されたヒストグラムに基づいてフォトンエネルギーに対する中心チャンネルの関係を決定する。決定された関係は、信号処理回路１５３に供給される。信号処理回路１５３は、患者撮影モードにおいて収集された計数データを当該関係に応じて補正する。例えば、信号処理回路１５３は、患者撮影モードにおいて収集された計数データの各データ点のＡＤＵ値を当該関係に応じてシフトする。これにより、フォトンカウンティングＣＴ検出器１５の利得を較正せずとも、フォトンエネルギーとフォトンカウンティングＣＴ検出器１５の出力との不整合に起因した計数データの劣化を緩和することができる。なお、当該関係に応じた計数データの補正は、再構成部３３により行われても良い。

かくして、本実施形態によれば、検出器の利得を高精度に較正することが可能なフォトンカウンティングＣＴ装置の提供が実現する。

なお上記の説明においてフォトンカウンティングＣＴ装置は、いわゆる第３世代であるとした。すなわち、フォトンカウンティングＣＴ装置は、Ｘ線源とフォトンカウンティングＣＴ検出器とが１体となって被検体Ｓの周囲を回転する回転／回転型（ＲＯＴＡＴＥ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）であるとした。しかしながら、本実施形態に係るフォトンカウンティングＣＴ装置は、それのみに限定されない。例えば、フォトンカウンティングＣＴ装置は、リング状に配列された多数の検出器画素が固定され、Ｘ線源のみが被検体Ｓの周囲を回転する固定／回転型（ＳＴＡＴＩＯＮＡＲＹ／ＲＯＴＡＴＥ―ＴＹＰＥ）でも良い。

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、専用又は汎用のprocessor, circuit(circuitry), processing circuit(circuitry), operation circuit(circuitry), arithmetic circuit(circuitry)、或いは、特定用途向け集積回路（Application Specific Integrated Circuit：ＡＳＩＣ））、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）、及びフィールドプログラマブルゲートアレイ（Field Programmable Gate Array：ＦＰＧＡ））等を意味する。また、本実施形態の各構成要素（各処理部）は、単一のプロセッサに限らず、複数のプロセッサによって実現するようにしてもよい。さらに、複数の構成要素（複数の処理部）を、単一のプロセッサによって実現するようにしてもよい。

本発明の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。これら新規な実施形態は、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ともに、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。

１０…架台、１１…回転フレーム、１３…Ｘ線源装置、１５…フォトンカウンティング
ＣＴ検出器、１７…天板、１９…回転駆動部、２１…架台制御部、３０…コンソール、３
１…データ記憶部、３３…再構成部、３５…較正部、３７…Ｉ／Ｆ部、３９…表示部、４
１…入力部、４３…主記憶部、４５…システム制御部、５１…前置増幅器、５３…可変利
得増幅器、５５…波高弁別器、５７…計数回路、５９…出力器、６１…Ｘ線制御部、６３
…高電圧発生器、６５…フィラメント電流調節器、６７…磁場調節器、６９…焦点調節器、
７１…Ｘ線管、７１ａ…筐体、７３…陰極、７５…磁場発生体、７７…陽極、８１…切
替器、１３１…Ｘ線源、１３１ａ…Ｘ線管容器、１３３…高電圧発生部、１３５…Ｘ線出
射口、１５１…Ｘ線検出器、１５３…信号処理回路、７３１…フィラメント、７３３…集
束電極、７７１…基台、７７３…撮像用のターゲット、７７５…較正用のターゲット、７７７…断熱体

Claims (16)

1. 電子を発生する陰極と、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線をそれぞれ発生可能な複数のターゲットを有する陽極と、を含むＸ線源と、
   前記Ｘ線源から発生されたＸ線フォトンを検出するフォトンカウンティングＣＴ検出器と、
   前記複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーと前記フォトンカウンティングＣＴ検出器からの出力との対応関係に基づいて前記フォトンカウンティングＣＴ検出器の利得を較正する較正部と、
   を具備するフォトンカウンティングＣＴ装置。
2. 前記陽極は、回転可能に設けられた基台をさらに有し、
   前記複数のターゲットは、前記基台に設けられた撮像用のターゲットと、前記撮像用のターゲットに設けられ前記複数の特定Ｘ線を発生可能な複数の較正用のターゲットとを有する、
   請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
3. 前記撮像用のターゲットと前記複数の較正用のターゲットとの間に、前記撮像用のターゲットからの熱を遮断するための断熱体が介在される、請求項２記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
4. 前記複数の較正用のターゲットは、前記撮像用のターゲットに並べて配置される、請求項２記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
5. 前記複数の較正用のターゲットは、前記撮像用のターゲットの半径方向に並べて配置される、請求項４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
6. 前記陰極から発生された電子の軌道を偏向するための偏向器と、
   患者撮影モードにおいては前記撮像用のターゲットに前記陰極から放出された電子を衝突させ、較正モードにおいては前記撮像用のターゲットと前記複数の較正用のターゲットとのうちの較正に用いる物質に前記陰極から放出された電子を衝突させる制御部と、
   をさらに備える請求項４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
7. 前記陰極から放出された電子線を集束するための集束器と、
   患者撮影モードと較正モードとに応じて前記陽極における焦点サイズを切り替える制御部と、
   をさらに備える請求項４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
8. 前記陰極は、複数のフィラメントを有し、
   前記Ｘ線源に印加される高電圧を発生する高電圧発生器と、
   前記複数のフィラメントと前記高電圧発生器との接続を切り替えるための切替器と、
   患者撮影モードにおいては前記複数のフィラメントのうちの前記撮像用のターゲットに対応するフィラメントを導通させ、較正モードにおいては前記複数のフィラメントのうちの、前記撮像用のターゲットと前記複数の較正用のターゲットのうちの較正に用いる較正用のターゲットに対応するフィラメントに導通させる制御部と、
   をさらに備える請求項４記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
9. 前記複数の較正用のターゲットは、前記撮像用のターゲットに重ねて配置される、請求項２記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
10. 前記複数の較正用のターゲットは、前記撮像用のターゲットの表面に、原子番号が大きい方から順番に重ねて配置される、請求項９記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
11. 前記Ｘ線源は、前記基台、前記撮像用のターゲット、及び前記複数の較正用のターゲットを収容するＸ線管と、前記Ｘ線管を収容しＸ線の出射口が形成されたＸ線管容器と、前記出射口に設けられたＸ線フィルタとをさらに備え、
    前記Ｘ線フィルタは、前記複数の較正用のターゲットがそれぞれ有する複数の元素のうちの原子番号の大きい元素と同種の元素を含む、
    請求項１０記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
12. 前記陰極と前記陽極との間に印可するための高電圧を発生する高電圧発生器と、
    患者撮影モードにおいては前記陰極から放出された電子が前記撮像用のターゲットに到達可能な電圧値を発生させ、較正モードにおいては前記複数の較正用のターゲットのうちの較正に用いる較正用のターゲットに到達可能な電圧値を発生させる制御部と、
    をさらに備える請求項９記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
13. 前記フォトンカウンティングＣＴ検出器は、前記Ｘ線源からのＸ線フォトンを検出するＸ線検出器と、前記Ｘ線検出器からの出力信号を信号処理する信号処理回路をさらに備え、
    前記信号処理回路は、前記検出器からの出力信号を可変の利得で増幅する可変増幅器を有し、
    前記較正部は、前記可変の利得を前記対応関係に基づいて調節する、
    請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
14. 再構成部をさらに有し、
    前記信号処理回路は、さらに、前記可変増幅器からの出力信号に基づいて複数のエネルギー帯域毎にＸ線フォトンの計数値を示す計数データを生成する計数回路を有し、
    前記再構成部は、前記複数のエネルギー帯域のうちの対象エネルギー帯域に関する画像を、前記対象エネルギー帯域に関する計数データに基づいて再構成する、
    請求項１３記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
15. 前記較正部は、前記フォトンカウンティングＣＴ装置からの出力信号に基づいて前記複数の特性Ｘ線のうちの少なくとも２つの特性Ｘ線の出力を特定し、前記少なくとも２つの特性Ｘ線に関する前記特定された出力と既知のフォトンエネルギーとに基づいて利得を算出し、前記フォトンカウンティングＣＴ検出器の利得を前記算出された利得に設定する、請求項１記載のフォトンカウンティングＣＴ装置。
16. 電子を発生する陰極と、エネルギーの異なる複数の特性Ｘ線をそれぞれ発生可能な複数のターゲットを有する陽極と、を含むＸ線源と、
    前記Ｘ線源から発生されたＸ線フォトンを検出するフォトンカウンティングＣＴ検出器と、
    前記複数の特性Ｘ線のフォトンエネルギーと前記フォトンカウンティングＣＴ検出器からの出力との対応関係を決定する較正部と、
    前記フォトンカウンティングＣＴ検出器からの出力を前記対応関係に基づいて補正する補正部と、
    を具備するフォトンカウンティングＣＴ装置。