JP2003126079A - Ｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 二次元多列検出器の幾何学的な計測要因から
生じるスライス方向のノイズ分布の相違やＸ線吸収線量
の誤判定のないＸ線ＣＴ装置を提供する。 【解決手段】 Ｘ線発生器１１からのＸ線を被検体１２
に投射してその透過Ｘ線を検出するスキャナ１０、検出
した計測データに所定の画像処理を行って画像表示する
画像表示部２０、装置全体の動作を制御するための全体
制御ＣＰＵなどを備えたＸ線ＣＴ装置において、スキャ
ナは二次元多列検出器１３を有し、かつ、画像表示部２
０は、計測時にＸ線が通過する被測定体の領域の体積の
差を考慮した、より具体的には、二次元多列検出器の複
数の列に対応する台形の面積比により、各検出器におけ
る計測データを補正する画像再構成演算を行って、検出
器の幾何学的な計測要因から生じる画像のＣＴ値変動を
消去する。

Description

【発明の詳細な説明】

【０００１】

【発明の属する技術分野】本発明は、Ｘ線を利用して被
検体の断層映像を得るＸ線ＣＴ装置に関し、特に、その
検出器として２次元構造を備えた二次元多列検出器を有
するＸ線ＣＴ装置に関している。

【０００２】

【従来の技術】透過Ｘ線を利用して、例えば、患者など
の被検体の断層映像を得て診断などに利用するＸ線ＣＴ
装置は、既に、広く利用されている。かかるＸ線ＣＴ装
置では、近年、スキャナにおいて、被検体からの透過Ｘ
線を検出するための検出器として、二次元構造を備え
た、所謂、二次元多列検出器が多く採用されてきてい
る。

【０００３】かかる従来の技術になるＸ線ＣＴ装置で
は、上記スキャナを構成する二次元多列検出器からの検
出信号によって画像再構成の処理を行うため、画像処理
部（ユニット）は、一般に、二次元多列検出器からの計
測データを入力して記憶するデータメモリと、その記憶
された計測データを基にして画像の再構成を行って画像
再構成結果を出力するための画像再構成ハードウェアと
から構成されていた。

【０００４】そして、従来の技術では、上記画像処理部
においては、二次元多列検出器（スキャナー）で計測さ
れたデータを、以下に示す処理の流れによって画像再構
成処理を行っていた。この従来の技術になる画像再構成
処理を、添付の図７に示す。なお、この図７では、上記
した画像再構成ユニットが、スキャナを構成する二次元
多列検出器の列数と同じ個数用意されており、この場合
における処理を示している。例えば、上記のデータメモ
リから転送されてくる計測データを、複数（この例で
は、４個）の計測データ（第１スライスデータ〜第４ス
ライスデータ）に分離し、それぞれ、画像再構成ユニッ
トにおいて所定の画像再構成のための処理を並列に行
い、各スライス画像再構成結果を出力し、もって、再構
成した画像を画像表示部に表示する。

【０００５】なお、この図７に示したのは、並列処理演
算形式の一例である。但し、この図７のような並列処理
を行わず、例えば、１つの画像再構成演算ユニットだけ
の直列処理によっても、かかる画像再構成演算を列数の
回数だけ繰り返すことによれば、全計測列での画像を獲
得することが可能である。

【０００６】このように、従来の技術になるＸ線ＣＴ装
置においては、その並列処理や直接処理の方式の違いに
もかかわらず、二次元多列検出器からの計測データによ
る画像再構成処理は、各列（各スライスデータ）に対し
て共通（単一）の画像再構成ユニットを使用することに
より行われていた。すなわち、特に、上述した並列処理
演算形式のものでは、各画像再構成ユニットには、共通
のハードウェア、ソフトウェアが用意されており、それ
らによる高速な処理動作によって、Ｘ線ＣＴ装置による
断層画像を獲得していた。

【０００７】

【発明が解決しようとする課題】ところで、かかるＸ線
ＣＴ装置にいては、スキャナを構成する二次元多列検出
器の計測列の数（すなわち、二次元多列検出器の列方向
の幅）が増大するにつれて、Ｘ線発生源であるＸ線管と
の関係において、各列（各スライスデータ）のもつＸ線
照射範囲には傾き（コーン角度）が生じてくる。そし
て、このコーン角度が増大した場合、計測幾何学系と画
像再構成演算手法の間に歪みが生じることとなり、画像
におけるＣＴ値変動を生じ、もって、スライス方向での
ノイズ分布の相違やＸ線吸収線量の誤判定を生じるとい
う問題点があった。

【０００８】そこで、本発明では、上述した従来技術に
おける問題点、すなわち、二次元多列検出器を有するＸ
線ＣＴ装置において、上記の幾何学的な計測要因から生
じる画像のＣＴ値変動を消去することによって、検出器
の列（スライス）方向におけるノイズ分布の相違やＸ線
吸収線量の誤判定のないＸ線ＣＴ装置を提供することを
目的とする。

【０００９】

【課題を解決するための手段】本発明によれば、上記の
目的を達成するため、まず、Ｘ線発生器からのＸ線を被
検体に投射してその透過Ｘ線を検出するスキャナと、当
該スキャナにより検出した計測信号に所定の画像処理を
行って画像表示する画像表示部と、前記スキャナ及び前
記画像表示部の動作を制御するための全体制御手段とを
備えたＸ線ＣＴ装置であって、前記スキャナは、前記透
過Ｘ線を検出するための二次元多列検出器を有してお
り、かつ、前記画像表示部は、前記二次元多列検出器に
おける幾何学的な計測要因から生じる画像のＣＴ値変動
を消去するための画像再構成演算を実行する手段を備え
ているＸ線ＣＴ装置が提供されるものである。

【００１０】また、本発明によれば、より具体的には、
前記に記載したＸ線ＣＴ装置において、前記画像表示部
における前記画像再構成演算実行手段は、計測時にＸ線
が通過する前記被測定体の領域の体積の差を考慮した画
像再構成演算を行うようにし、又は、前記二次元多列検
出器の複数の列に対応する台形の面積比により、各検出
器における計測データを補正するようにしたものであ
る。

【００１１】

【発明の実施の形態】以下、本発明の実施の形態につい
て、添付の図面を参照しながら説明する。まず、図１に
は、本発明の一の実施の形態になるＸ線ＣＴ装置の概要
が示されている。

【００１２】すなわち、このＸ線ＣＴ装置は、大きく分
類すると、Ｘ線発生器１１からのＸ線を寝台上の患者
（被検体）１２に投射し、その透過Ｘ線を検出器１３に
より検出するスキャナ１０と；上記スキャナ１０からの
計測信号をＡ／Ｄ変換機２１を介してディジタル信号に
変換して所定の画像処理を行った後に画像表示部２２へ
出力し、もって画像ディスプレイ２３上に表示する画像
処理部２０と；そして、上記のＸ線ＣＴ装置の各部に接
続されると共に、ユーザ操作卓３１が入力装置として接
続されている全体制御ＣＰＵ３０とから構成されてい
る。なお、上記の画像処理部２０は、その内部におい
て、前処理部２５と後処理部２６とを備えている。ま
た、上記のスキャナ１０には、Ｘ線発生器１１であるＸ
線管と、検出器１３が固定されているが、このスキャナ
は、計測中に一回転して、これにより、患者１２に対し
て基本的に３６０度の範囲に渡ってＸ線を照射し、その
透過Ｘ線を検出器１３により検出する。

【００１３】また、上記したＸ線ＣＴ装置の全体の制御
は、全体制御ＣＰＵと呼ばれるＣＰＵ３０により行われ
ており、より具体的には、例えば、このＣＰＵ３０か
ら、スキャナ起動命令、Ｘ線発生命令、画像処理への画
像再構成演算命令が与えられ、これらの命令によって装
置のそれぞれの部分が制御されることとなる。

【００１４】また、上記にその構成を述べたＸ線ＣＴ装
置の動作について説明する。まず、ユーザー操作卓３１
により、装置の操作者であるユーザーがスキャン開始を
選択すると、上記スキャナ１０はそのスキャン動作のた
めの回転運動を、Ｘ線発生器１１はＸ線発生のための電
源などの準備を、そして、画像処理部２０は計測データ
の獲得のための準備を開始する。その後、それぞれの部
分は、スキャンのための準備が完了すると、準備完了通
知を上記全体制御ＣＰＵ３０に発行する。

【００１５】その後、全体制御ＣＰＵ３０は、スキャン
実行命令を各部分に発行し、これにより、スキャナ１０
は回転運動を、Ｘ線発生器１１はＸ線の照射を、検出器
１３、およびＡ／Ｄ変換器２１はデータの獲得とＡ／Ｄ
変換を、そして、画像処理部２０は画像再構成演算をそ
れぞれ実行することは、一般のＸ線ＣＴ装置と同様であ
る。

【００１６】ところで、最近の技術的発展に伴い、Ｘ線
ＣＴ装置には、添付の図２に示すような二次元構造をし
た（二次元多列の）検出器１３が使用されるようになっ
てきている。この二次元多列検出器１３は、図示のよう
に、そのチャネル方向に湾曲した計測面によって１つの
Ｘ線焦点から発生されるＸ線を計測する検出器である。
そして、その列方向では、検出器１３のそれぞれの列
は、Ｘ線管の焦点から自分自身へ結んだ三次元空間の中
に存在する物体を通過して検出器まで到達したＸ線を計
測することとなる。

【００１７】一方、上記二次元構造をした検出器１３に
対してＸ線を照射するＸ線発生装置１１であるＸ線管の
構造の一例が、添付の図３に示されている。かかる構造
を備えたＸ線管によれば、Ｘ線管１１１の中の電子流１
１２がターゲットと呼ばれる物質（焦点）１１３に衝突
した時に発生するＸ線を、コリメータと呼ばれる絞り口
１１４を通し、外部（図の下側方向）にＸ線を発生させ
ることとなる。このターゲットと呼ばれる物質（焦点）
１１３に電子流１１２が当たる範囲は、理論上では、点
になるべきではあるが、しかしながら、実際には、電子
流の衝突により高熱を発生すること、あるいは、照射し
たいＸ線の範囲などに応じ、実際のＣＴ装置では、計測
条件に応じた適切な幅を持たせている。この幅は「焦点
幅」と呼ばれる。

【００１８】さらに、図３にも明らかなように、電子流
１１２の衝突により発生したＸ線は、ターゲットである
焦点１１３から放射状に周囲に広がっていくことから、
そのままでは、Ｘ線ＣＴ装置によって計測する必要のな
い範囲にまでＸ線が照射してしまう。これは、例えば、
患者に対しても必要のないＸ線照射を行うこととなって
しまうため、好ましくない。そのため、このＸ線管１１
１から出たＸ線は、ある幅に絞られる。通常、このＸ線
を絞るための技術としては、上記のコリメータと呼ばれ
る絞り口１１４が採用されており、これにより、上記Ｘ
線管１１１の焦点１１３の中心を基準にして、その左右
対称にＸ線が照射される（図３の矢印「絞り前のＸ線」
及び「絞り後のＸ線」を参照）。

【００１９】このように、Ｘ線ＣＴ装置では、Ｘ線管１
１１から発生したＸ線を患者に透過させ、この患者を透
過後のＸ線を検出器１３により検出して計測データを得
ることとなる。

【００２０】続いて、添付の図５には、基本的な二次元
多列検出器１３における計測幾何学系について説明す
る。なお、この図５は、この計測幾何学系である検出器
１３を上記図２における矢印「方向Ａ」から見た図であ
る。この図からも明らかなように、上記スキャナ１０を
構成する二次元多列検出器１３の計測列の数が増大する
につれて、Ｘ線発生源であるＸ線管１１との関係におい
て、各列（各スライスデータ）のもつＸ線照射範囲には
傾き（コーン角度）が生じてくる。すなわち、検出器１
３の各列がもつＸ線照射範囲には傾きが生じてくる。な
お、この傾きをコーン角度（θ）という。

【００２１】なお、通常、従来のＸ線ＣＴ装置では、そ
の画像再構成において、このコーン角度（θ）はないも
のとして画像再構成の演算を行っていた。しかしなが
ら、上記にも述べたように、このコーン角度（θ）が増
大した場合、計測幾何学系と画像再構成演算手法の間に
歪みが生じることとなる。特に、Ｘ線経路の傾きは大き
な問題であり、様々な考察が行われている。そして、本
発明では、Ｘ線ＣＴ装置の基本原理の「同じ物体を計測
したときに各列（スライス）で同じ画像になること」に
注目して達成されたものである。

【００２２】すなわち、従来の技術になるＸ線ＣＴ装置
では、上記の計測列（スライス）毎に発生するコーン角
度によるＸ線照射軌跡の違いを無視して画像再構成演算
を行ってきた。そのため、通常の従来技術になるＸ線Ｃ
Ｔ装置における画像再構成演算処理では、照射されたＸ
線ビームの軌跡は直角（図において下側に直角）である
と仮定しており、実際の計測も、Ｘ線管から発生したＸ
線を検出器１３の各計測列（スライス）に対して垂直に
照射した場合の計測を行っているものとしている。

【００２３】しかしながら、この場合、従来の画像再構
成演算処理における計算手法と実際の計測に関する矛盾
は、実際には、Ｘ線が或る幅を持って照射されるという
事実である。ただし、この幅（例えば、Ｗｘ＝０．９ｍ
ｍ）を持って照射されるＸ線で発生する問題に関しては
種々の研究されてきており、例えば、通常のＸ線ＣＴ装
置でも、薄い幅での計測を行うなどの選択は可能であ
り、用途に応じた計測を行うことは可能である。

【００２４】しかしながら、上記のように列方向にも複
数の検出器を備えた二次元多列検出器１３を有するＸ線
ＣＴ装置では、なお、上記図５における台形Ａから台形
Ｄまでのように、コーン角度（θ）の傾きが存在するこ
ととなる。そして、この場合には、図からも明らかなよ
うに、それぞれの検出器（この例では、第１スライス〜
第４スライス）により計測されるＸ線は、その照射され
る面自体が傾きを発生しており、そして、これを薄い幅
で計測すればする程、実際に使用している画像再構成演
算手法との矛盾が生じる。

【００２５】なお、このコーン角度による問題は、上述
のように、実際のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線経路に関す
る問題であり、上記図５に示したように、その計測幾何
学系の都合上、仕方のないことである。しかしながら、
この計測幾何学系に起因するコーン角度（各列（スライ
ス）データのもつＸ線照射範囲における傾き）によれ
ば、図５に点線で示される、例えば、一様な物質（水な
ど）で構成された仮想物体２００を計測した場合でも、
得られる画像が異なってしまうという問題点がある。一
方、画像再構成演算では、以下の問題点が生じる。

【００２６】（１）計測時の照射線量が列（スライス）
毎に異なるために生じる画線上のノイズ分布が違う。 （２）計測時にＸ線が通過する領域の体積の差によるＸ
線吸収線量との間で誤判定を生じる。

【００２７】なお、上記発生する問題のうち、問題点
（１）については、例えば、Ｘ線管にＸ線の照射量を調
整するフィルターを取り付けるか、あるいは、画像再構
成演算手法の中でノイズを低減させるためのフィルター
処理を行うことによって解消できる可能性はある。しか
しながら、上記問題点（２）は、同じ物質でも計測する
列によって物体のＣＴ値が変わってしまうという、Ｘ線
ＣＴ装置にとって致命的な課題となる。

【００２８】次に、本発明になるＸ線ＣＴ装置の画像処
理部２０における基本的な処理を示す。画像処理部２０
はスキャナ１０からＡ／Ｄ変換器１１を介して得られる
デジタル信号を獲得し、画像再構成した結果を画像表示
部２０に転送する。この画像表示部２０は、転送された
画像をモニタである画像ディスプレイ２１上に表示し、
この表示画像は珍断などに使用される。

【００２９】上記の二次元多列検出器１３を有するＸ線
ＣＴ装置では、患者の１回の計測（すなわち、スキャナ
１０の１回の回転）により、複数列の計測データ（スラ
イスデータ）を獲得することができる。そのため、画像
処理部２０は、複数列の計測データを獲得して、基本的
には、その列数と同じ数の演算部によって同じ枚数の画
像再構成演算を行う。画像再構成を行うときの条件は、
基本的にはユーザー操作卓上で設定され、その画像再構
成条件に基づいて画像再構成が行われる。従って、画像
処理部２０には、図４に示すように、複数列の計測デー
タを格納するメモリ２０１と、複数枚の画像再構成を行
う画像再構成演算器及び画像再構成結果を格納するため
の画像再構成ハードウェア２０２とが搭載されている。

【００３０】そして、本発明になるＸ線ＣＴ装置では、
計測時にＸ線が通過する領域の体積の差を考慮した画像
再構成演算を行う。なお、Ｘ線吸収係数は、例えば図６
のような計測系では、物体に照射したＸ線量：Ｉ_０と、
この物体に照射されて物体を通過してきたＸ線量：Ｉと
により、次の関係式で得られる。

【数１】

【００３１】または、

【数２】

【００３２】ここで、μ（ｘ）は、場所ｘにおける物体
のＸ線吸収係数であり、積分範囲は物体の中をＸ線が通
過する全ての場所についてである。実際には、この積分
空間は、Ｘ線が検出器の幅と列方向の厚みを持っている
ため、３次元空間となる。なお、上記図４の場合では、
仮想物体２００を通過する経路は、それぞれの列につい
て、台形Ａ〜台形Ｄの、それぞれの体積となる。そこ
で、本発明による演算方法では、これら経路のうちの基
準となる列（台形の経路）の体積を基準値として、その
他の列（台形の経路）に関する画像再構成演算結果に
は、それぞれの体積の値の比を乗算することである。

【００３３】より詳細に示すと、例えば、上記図５に示
したＸ線ＣＴ装置における二次元多列検出器の計測幾何
学系において、まず、台形Ａ、台形Ｂ、台形Ｃ、台形Ｄ
の体積を求める。通常は、二次元多列検出器１３の検出
器ピッチ（幅：Ｗ）は、それぞれの列で同じなので（例
えば、Ｗ＝５ｍｍ、全体で２０ｍｍ）、それらの体積を
考えるときはそれぞれの台形の面積比である。そして、
この二次元多列検出器１３の検出器の列数がより増大し
た（例えば、８列で全体の幅が４０ｍｍ）場合には、こ
の面積比はさらに大きなものとなる。

【００３４】ところで、上記台形の面積は、幾何学的な
計算上は、（上底＋下底）×（高さ）／２という計算式
で求められるが、上記図５においては、同じ一様な物体
（ここでは、仮想物体２００）を計測しているため、そ
の高さは列によらずに一定である。さらに、計測する幾
何学系では、Ｘ線焦点から検出器までの距離：Ｌ、及
び、焦点から計測中心（図の一点鎖線）までの距離：ｓ
は得られる。そこで、このＬを使用して、計測した物体
（仮想物体２００）の幅が分かれば、それぞれの台形の
上底、下底の長さは簡単に計算できる。このようにして
計算した面積をそれぞれＳ１、Ｓ２、Ｓ３、Ｓ４とおけ
ば、物体をＸ線が通過する領域の体積比は、以下のよう
になる。

【００３５】Ｓｌ：Ｓ２：Ｓ３：Ｓ４ 特に、上記図５の場合は、Ｓ２＝Ｓ３、Ｓ１＝Ｓ４であ
る。

【００３６】この比率をＳ２で正規化すれば、以下のよ
うになる。 Ｓ１／Ｓ２：１：Ｓ３／Ｓ２：Ｓ４／Ｓ２ この値を基に、次の値を定義する。 Ｒ１：＝Ｓ１／Ｓ２ Ｒ２：＝Ｓ２／Ｓ２＝１．０ Ｒ３：＝Ｓ３／Ｓ２ Ｒ４：＝Ｓ４／Ｓ２

【００３７】これらの値Ｒ１〜Ｒ４は、物体をＸ線が通
過する領域の体積比となることから、実際に上記図５の
二次元多列検出器１３で計測されたデータにおける投影
データ変動は、これらの比率で発生することとなる。ま
た、この投影データの変動は、画像再構成処理結果につ
いても、やはり同じ比率で反映するものと考えられるこ
とから、画像再構成結果について、次の処理を行う。

【００３８】 第１列の画像：画像再構成結果／Ｒ１−１０００ 第２列の画像：画像再構成結果／Ｒ２−１０００ 第３列の画像：画俊再構成結果／Ｒ３−１０００ 第４列の画像：画像再構成結果／Ｒ４−１０００

【００３９】ここで、画像再構成結果とは、空気での値
を０、水での値を１０００とした時のＣＴ値、即ち、通
常のＣＴ値に１０００を足した（＋１０００）値であ
る。また、上記における−１０００は、空気による割引
値を示している。

【００４０】このように、計測時にＸ線が通過する領域
の体積の差を考慮した画像再構成演算を行うことによれ
ば、各列（スライス）毎の幾何学的形状から発生してい
るＣＴ値の変動は解消されることとなる。なお、かかる
演算処理は、Ｘ線ＣＴ装置では、通常、画像再構成結果
についてＣＴ値に換算するための乗算処理を行っている
ことから、上記の処理によって発生する演算処理の増加
は、当該乗数に施して行うことができるため、演算処理
数や演算時間の増加も全く発生せず、有利である。

【００４１】また、上記の計算は照射Ｘ線の分布が第１
列（第１スライス）から第４列（第４スライス）まで、
まったく均一な分布という仮定に基づいて行ったが、実
際の機器においては、外側の列に向かうに従い、そのＸ
線分布も変化する。ただし、かかるＸ線分布について
も、やはり、上記計測幾何学系から容易に計算できるこ
とから、かかる計算により補正することにより解消する
ことができる。そのため、上記の手法は、一般の場合に
も広く適用することができる。

【００４２】なお、上記に詳述した実施の形態において
は、上記Ｘ線ＣＴ装置における二次元多列検出器１３の
列数は４列として説明したが、しかしながら、本発明で
はこれにのみ限定されるものではなく、むしろ、上述し
たように、この二次元多列検出器の列数が多くなる程そ
の面積比も大きくなることから、より効果的である。

【００４３】

【発明の効果】以上の詳細な説明からも明らかなよう
に、本発明になるＸ線ＣＴ装置によれば、透過Ｘ線を検
出するスキャナを構成する検出器として二次元多列検出
器を採用した場合でも、その幾何学的な計測要因から必
然的に生じてしまう画像のＣＴ値変動を消去することが
可能となることから、各列で得られる計測データ（スラ
イスデータ）におけるノイズ分布の相違やＸ線吸収線量
の誤判定などのない良好な測定結果（画像）が得られる
という優れた効果を発揮する。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の一実施の形態になるＸ線ＣＴ装置の概
要構成を示すブロック図である。

【図２】上記本発明のＸ線ＣＴ装置において使用される
二次元多列検出器の構造の一例を示す斜視図である。

【図３】上記本発明のＸ線ＣＴ装置におけるＸ線発生装
置の構造の一例を示す図である。

【図４】上記本発明のＸ線ＣＴ装置における画像処理部
の構成の一例を示す図である。

【図５】上記本発明のＸ線ＣＴ装置の二次元多列検出器
における計測幾何学系について説明するための側面図で
ある。

【図６】上記本発明のＸ線ＣＴ装置の計測時における計
測系の一例を示す図である。

【図７】従来のＸ線ＣＴ装置における画像再構成処理の
一例を示す図である。

【符号の説明】

１０ スキャナ １１ Ｘ線発生器 １２ 患者（被検体） １３ 検出器（二次元多列検出器） ２０ 画像処理部 ２２ 画像表示部 ２３ 画像ディスプレイ ３０ 全体制御ＣＰＵ １１３ 焦点

Claims (3)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 Ｘ線発生器からのＸ線を被検体に投射し
   てその透過Ｘ線を検出するスキャナと、当該スキャナに
   より検出した計測信号に所定の画像処理を行って画像表
   示する画像表示部と、前記スキャナ及び前記画像表示部
   の動作を制御するための全体制御手段とを備えたＸ線Ｃ
   Ｔ装置であって、前記スキャナは、前記透過Ｘ線を検出
   するための二次元多列検出器を有しており、かつ、前記
   画像表示部は、前記二次元多列検出器における幾何学的
   な計測要因から生じる画像のＣＴ値変動を消去するため
   の画像再構成演算を実行する手段を備えていることを特
   徴とするＸ線ＣＴ装置。
2. 【請求項２】 前記請求項１に記載したＸ線ＣＴ装置に
   おいて、前記画像表示部における前記画像再構成演算実
   行手段は、計測時にＸ線が通過する前記被測定体の領域
   の体積の差を考慮した画像再構成演算を行うことを特徴
   とするＸ線ＣＴ装置。
3. 【請求項３】 前記請求項１に記載したＸ線ＣＴ装置に
   おいて、前記画像表示部における前記画像再構成演算実
   行手段は、前記二次元多列検出器の複数の列に対応する
   台形の面積比により、各検出器における計測データを補
   正することを特徴とするＸ線ＣＴ装置。