JPH09327454A - 差分像撮像方法およびｘ線ｃｔ装置 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】 【課題】 正確な造影画像を得る差分像撮像方法および
Ｘ線ＣＴ装置を実現する。 【解決手段】 ヘリカルスキャンＸ線ＣＴ装置におい
て、被検体ＯＢの同一スライス位置について、多列検出
器アレイの各列の検出器アレイ６１，６２を通じて得ら
れた各群のデータの間の実質的な差分に基づいて差分画
像を生成する差分画像生成手段を具備することを特徴と
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、差分像撮像方法お
よびＸ線ＣＴ(Computed Tomography) 装置に関し、特
に、例えば造影剤等を用いて血管等の撮像を行うときの
差分像撮像方法およびＸ線ＣＴ装置に関する。

【０００２】

【従来の技術】Ｘ線ＣＴ装置を用いて例えば被検体の血
管等を撮像しようとした場合、先ず造影剤注入前の被検
体をスキャンしてその断層像（プレーン(plane) 画像）
を撮像し、次に造影剤を注入して所定時間（数十秒程
度）後に同一部位をスキャンして断層像（造影画像）を
撮像し、両画像の差分（サブトラクション(subtractio
n)）を求めるようにしている。これによって両画像に共
通する部分が消去されて造影剤が行き渡った部分すなわ
ち血管像だけが描出される。

【０００３】

【発明が解決しようとする課題】この場合、２つのスキ
ャンの間に時間があくので、その間の呼吸動作等により
被検体内の組織が移動するのが避けられない。このた
め、差分をとったとき組織の位置変化による差分画像も
発生する。この差分画像は造影剤に無関係な画像であ
り、画像の正しい読影を妨げる。

【０００４】本発明は上記の問題点を解決するためにな
されたもので、その目的は、正確な造影画像を得る差分
像撮像方法およびＸ線ＣＴ装置を実現することである。

【０００５】

【課題を解決するための手段】

〔１〕課題を解決するための第１の発明は、Ｘ線照射源
とそれに対向するＸ線検出器によって被検体をヘリカル
スキャンして得られたデータに基づいて画像を生成する
Ｘ線ＣＴ装置における差分像撮像方法であって、被検体
の同一部位を複数回連続的にスキャンして得られる各回
のデータの間の実質的な差分に基づいて差分画像を生成
することを特徴とする差分像撮像方法である。

【０００６】課題を解決するための第１の発明によれ
ば、被検体の同一部位を複数回連続的にスキャンして得
られる各回のデータの間の実質的な差分に基づいて差分
画像を生成するようにしたので、差分を求めるデータの
間の時間差を短縮でき、それによって正確な造影画像を
得る差分像撮像方法を実現することができる。

【０００７】なお、課題を解決するための第１の発明に
おいて、「実質的な差分」とは、少なくとも、各回のデ
ータの間の差分または各回のデータに基づいてそれぞれ
生成された画像の差分を意味するものとする。

【０００８】〔２〕課題を解決するための第２の発明
は、Ｘ線照射源と、前記Ｘ線照射源と対向し多数のＸ線
検出器を１列に配設した検出器アレイをＮ（≧２）列並
設してなる多列検出器アレイと、前記多列検出器アレイ
の並設方向に沿って被検体を相対的に直線移動させると
共に被検体の周りに前記Ｘ線照射源を連続的に回転させ
ながら前記多列検出器アレイを通じてデータを収集する
データ収集手段と、前記データ収集手段が収集したデー
タに基づいて画像を生成する画像生成手段とを有するＸ
線ＣＴ装置であって、被検体の同一部位について前記多
列検出器アレイの各列の検出器アレイを通じて得られた
各群のデータの間の実質的な差分に基づいて差分画像を
生成する差分画像生成手段を具備することを特徴とする
Ｘ線ＣＴ装置である。

【０００９】課題を解決するための第２の発明によれ
ば、被検体の同一部位について多列検出器アレイの各列
の検出器アレイを通じて得られた各群のデータの間の実
質的な差分に基づいて差分画像を生成するようにしたの
で、差分を求めるデータの間の時間差を短縮でき、それ
によって正確な造影画像を得るＸ線ＣＴ装置を実現する
ことができる。

【００１０】課題を解決するための第２の発明におい
て、前記差分画像生成手段は前記各群のデータの間の差
分に基づいて差分画像を生成することが、差分画像の生
成を高速化する点で好ましい。

【００１１】また、課題を解決するための第２の発明に
おいて、前記差分画像生成手段は前記各回のデータに基
づいてそれぞれ生成された画像の差分に基づいて差分画
像を生成することが、それぞれの画像の微調整によって
より精密な差分画像を求める点で好ましい。

【００１２】

【発明の実施の形態】以下、図面を参照して本発明の実
施の形態を詳細に説明する。なお、本発明は実施の形態
に限定されるものではない。

【００１３】〔全体構成〕図１にＸ線ＣＴ装置のブロッ
ク図を示す。本装置は本発明の実施の形態の一例であ
る。なお、本装置の構成によって本発明の装置に関する
実施の形態の一例が示される。また、本装置の動作によ
って本発明の方法に関する実施の形態の一例が示され
る。

【００１４】図１において、Ｘ線ＣＴ装置１００は、操
作コンソール(console) １と、撮影テーブル(table) １
０と、走査ガントリ(gantry)２０とを具備している。操
作コンソール１は、操作者の指示や情報等を入力する入
力装置２と、ヘリカルスキャン(helical scan)処理や画
像再構成（画像生成）処理等を実行する中央処理装置３
と、制御信号等を撮影テーブル１０や走査ガントリ２０
へ出力する制御インタフェース(interface) ４と、走査
ガントリ２０で取得したデータを収集するデータ収集バ
ッファ(buffer)５と画像等を表示するＣＲＴ(cathod-ra
y tube) ６と、各種のデータやプログラムを記憶する記
憶装置７とを具備している。

【００１５】撮影テーブル１０は、図示しない被検体を
載せて体軸方向に移動できるようになっている。走査ガ
ントリ２０は、Ｘ線管３０と、Ｘ線ビーム(beam)を形成
するコリメータ(collimater)５０と、２列検出器アレイ
(array) ６０と、Ｘ線照射タイミングや強度を調整する
Ｘ線コントローラ(controller)２１と、コリメータ５０
のＸ線通過開口を調整するコリメータコントローラ２２
と、２列検出器アレイ６０が検出したデータを収集する
データ収集部２３と、被検体の体軸の周りにＸ線管３０
や２列検出器アレイ６０等を回転させる回転コントロー
ラ２４とを具備している。

【００１６】ここで、Ｘ線管３０は本発明におけるＸ線
照射源の実施の形態の一例である。２列検出器アレイ６
０は本発明におけるＸ線検出器および多列検出器アレイ
の実施の形態の一例である。なお、検出器アレイは２列
に限るものではなく３列以上の多列であっても良い。

【００１７】走査ガントリ２０は本発明におけるデータ
収集手段の実施の形態の一例である。中央処理装置３は
本発明における画像生成手段および差分画像生成手段の
実施の形態の一例である。

【００１８】図２に、２列検出器アレイ６０の概念的構
成を示す。この２列検出器アレイ６０は、第１列の検出
器アレイ６１と第２列の検出器アレイ６２を一体化した
ものである。第１列の検出器アレイ６１は、多数（例え
ば１０００個）のＸ線検出器６１（ｉ）を円弧状に配列
した多チャンネルの検出器アレイを形成している。

【００１９】同様に、第２列の検出器アレイ６２も多数
のＸ線検出器６２（ｉ）を円弧状に配列した多チャンネ
ルの検出器アレイを形成している。ここで、ｉはチャン
ネル番号でありｉ＝１〜Ｉである。

【００２０】Ｘ線検出器６１（ｉ），６２（ｉ）は例え
ばシンチレーション(scintillation) Ｘ線検出器や半導
体Ｘ線検出器等の固体検出器によって構成される。図３
は、Ｘ線管３０およびコリメータ５０と２列検出器アレ
イ６０の相互関係の説明図である。なお、図３の（ａ）
は正面図、（ｂ）は側面図である。

【００２１】Ｘ線管３０から放射されたＸ線は、コリメ
ータ５０により偏平な扇状のＸ線ビームＸｒに成形さ
れ、２列検出器アレイ６０の第１列の検出器アレイ６１
と第２列の検出器アレイ６２に均等に照射される。

【００２２】ここで、Ｘ線管３０の焦点と２列検出器ア
レイ６０の中心とを結ぶ直線Ｌを角度基準軸という。ま
た、Ｘ線管３０の焦点と個々のＸ線検出器６１（ｉ），
６２（ｉ）とを結ぶ直線が、角度基準軸Ｌに対してなす
角度をチャンネル角度γという。

【００２３】２列検出器アレイ６０の中心のＸ線検出器
６１（Ｉ／２）および６２（Ｉ／２）ではチャンネル角
度はγ＝０である。２列検出器アレイ６０の図中左端の
Ｘ線検出器６１（１），６２（１）ではチャンネル角度
はγ＝−γｍである。２列検出器アレイ６０の図中右端
のＸ線検出器６１（Ｉ），６２（Ｉ）ではチャンネル角
度はγ＝＋γｍである。

【００２４】チャンネル番号ｉとチャンネル角度γは１
対１に対応しているので、説明の都合上、以下では、Ｘ
線検出器６１（ｉ），６２（ｉ）をＸ線検出器６１
（γ），６２（γ）と表現する。

【００２５】Ｘ線ビームＸｒの扇面に体軸を直交させて
被検体が搬入される。この状態を図４に示す。同図に示
すように、扇状のＸ線ビームＸｒによってスライスされ
た被検体の投影像が２列検出器アレイ６０に投射されそ
のデータが測定される。

【００２６】被検体ＯＢのＩＳＯセンタにおけるＸ線ビ
ームＸｒの厚みがスライス厚Ｔを与える。Ｘ線ビームＸ
ｒはスライス厚Ｔを２等分する形で検出器アレイ６１と
６２に照射される。すなわち、各検出器アレイ当たりの
スライス厚はｔｈ＝Ｔ／２である。

【００２７】Ｘ線管３０、コリメータ５０および２列検
出器アレイ６０はこのような関係を保ったまま被検体Ｏ
Ｂの周りを連続的に回転し、その間に被検体ＯＢを載せ
た撮影テーブル１０が体軸方向に連続的に直線送りされ
てヘリカルスキャンが行われる。ヘリカルスキャンの１
回転当たり複数（例えば１０００）のビュー角度で被検
体の投影データが収集される。

【００２８】〔ビューデータの収集〕図５は、ビュー角
度の説明図である。Ｘ線管３０および２列検出器アレイ
６０が回転した一つの角度位置において角度基準軸Ｌが
垂直軸となす角度βを絶対ビュー角度という。所望の画
像生成位置での絶対ビュー角度をβ＝β₀ とするとき、
θ＝β−β₀ を相対ビュー角度という。

【００２９】チャンネル角度γのＸ線検出器により相対
ビュー角度θで収集したデータをＤ（γ，θ）で表す。
例えば、γ＝０ならＤ（０，θ）であり、γ＝−γｍな
らＤ（−γｍ，θ）であり、γ＝＋γｍならＤ（＋γ
ｍ，θ）である。

【００３０】図６は、対向ビューのデータの説明図であ
る。図６において、（ａ）に示すデータＤ（−γｍ，
θ）に着目するとき、ヘリカルスキャンの直線移動軸上
これに最も近い対向ビューのデータは、（ｂ）に示すよ
うに、画像生成位置より前側で得られるデータＤ（＋γ
ｍ，θ’）、または、（ｃ）に示すように画像生成位置
より後側で得られるデータＤ（＋γｍ，θ’’）とな
る。ここで、θ’＝θ−π−２（−γｍ、），θ’’＝
θ＋π−２（−γｍ）である。

【００３１】一般に、データＤ（γ，θ）の対向ビュー
のデータは、画像生成位置より前側でＤ（−γ，θ−π
−２γ）、後側でＤ（−γ，θ＋π−２γ）となる。図
７は、ヘリカルスキャンの直線移動軸ｚ上での相対ビュ
ー角度θの位置を説明する図である。

【００３２】図７の（ｂ）に示すように、絶対ビュー角
度β₀ における検出器アレイ６１と検出器アレイ６２の
中間に相当するｚ軸上の位置を基準とし、ここをｚ＝０
とする。

【００３３】また、各検出器アレイ６１，６２にそれぞ
れ入射する扇状Ｘ線ビームＸｒの厚さ（スライス厚）を
ｔｈとし、ヘリカルスキャンの１回転ごとの直線移動距
離をｄとし、ｐ＝ｄ／ｔｈをヘリカルピッチとすると
き、図７では、ヘリカルピッチをｐ＝１としている。

【００３４】図７の（ａ）に示すように、相対ビュー角
度θ＝−πにおいて、第１の検出器アレイ６１で得られ
るデータＤ１（γ，−π）はｚ＝０のスライス面のデー
タであり、第２の検出器アレイ６２で得られるデータＤ
２（γ，−π）はｚ＝−ｔｈのスライス面のデータであ
る。

【００３５】ただし、各スライス面のｚ位置は、被検体
ＯＢのＩＳＯセンタにおける各スライスの、厚みの中心
のｚ位置で表すものとする。また、図７の（ｂ）に示す
ように、相対ビュー角度θ＝０において、第１の検出器
アレイ６１で得られるデータＤ１（γ，０）はｚ＝ｔｈ
／２のスライス面のデータであり、第２の検出器アレイ
６２で得られるデータＤ２（γ，０）はｚ＝−ｔｈ／２
のスライス面のデータである。

【００３６】また、図７の（ｃ）に示すように、相対ビ
ュー角度θ＝πにおいて、第１の検出器アレイ６１で得
られるデータＤ１（γ，π）はｚ＝ｔｈのスライス面の
データであり、第２の検出器アレイ６２で得られるデー
タＤ２（γ，π）はｚ＝０のスライス面のデータであ
る。

【００３７】図７の（ｃ）の状態になったとき、第２の
検出器アレイ６２で得られるデータのスライス面は図７
（ａ）における第１の検出器アレイ６１で得られるデー
タのスライス面に一致する。そしてそれ以降、第２の検
出器アレイ６２は第１の検出器アレイ６１が辿ったのと
同じ軌跡を辿ってヘリカルに移動しデータを測定する。

【００３８】その様子を示せば図８のようになる。すな
わち、第２の検出器アレイ６２は１スキャン遅れで第１
の検出器アレイ６１がデータを検出したのと同一の位置
のデータを測定する。

【００３９】〔造影撮像〕図９に、本装置による造影撮
像の概念をブロック図によって示す。被検体ＯＢの例え
ば血管に造影剤が注入されヘリカルスキャンによる造影
撮像が開始される。ヘリカルスキャンは造影剤注入後適
宜の時間をおいて開始される。この時間は造影剤が撮像
部位に到達する時間の予測に基づいて決められる。

【００４０】ヘリカルスキャンにより、２列検出器アレ
イ６０の検出器アレイ６１および６２を通じてそれぞれ
被検体ＯＢのＸ線透過データが収集され、記憶装置７に
記憶される。

【００４１】画像再構成装置３１は記憶装置７に記憶さ
れた測定データを用いて被検体の断層像を再構成する。
画像再構成装置３１は中央処理装置３に含まれるもので
ある。

【００４２】断層像を再構成すべきスライスのｚ軸上の
位置（画像生成位置）、リコン(reconstruction)関数、
画像再構成間隔（リコンピッチ）、再構成画像のスライ
ス厚等のリコンパラメータ(reconstruction parameter)
が予め入力装置２を通じて操作者によって設定されてお
り、それに基づいて画像再構成が行われる。画像再構成
は例えばフィルタード・バックプロジェクション(filte
red back-projection)法等により行われる。

【００４３】画像再構成に先立って画像を生成するため
に必要な複数ビューのデータが算出される。ビューデー
タの算出は、データ収集手段が収集したデータ中から、
所望のビューとそれぞれ同一ビューのデータまたは対向
ビューのデータであってｚ軸上画像生成位置に最も近い
２つのデータを選択し、これらデータを画像生成位置か
らの距離に応じて重み付け加算することによって行われ
る。なお、ビューデータの算出には同一の検出器アレイ
による測定データセットが用いられる。

【００４４】このようにして算出された複数のビューデ
ータを用いてフィルタード・バックプロジェクションに
より断層像が再構成される。先ず、検出器アレイ６１の
測定データセットから算出されたデータを用いて行わ
れ、その画像データが画像バッファ３２に一時記憶され
る。画像バッファ３２は中央処理装置３の内部に設けら
れる。次に、検出器アレイ６２の測定データセットから
算出されたデータを用いて同じスライス位置の断層像が
再構成される。こちらの画像は同じ断面の１スキャン時
間後の像となる。

【００４５】この画像と画像バッファ３２の記憶画像の
間で減算器３３により差分演算が行われる。減算器３３
は中央処理装置３の内部に設けられる。差分演算は対応
する画素毎に行われ、これによって差分画像が形成され
る。差分画像は同一断面についての１スキャン時間内の
変化分を表す。この差分画像は画像処理装置３４を通じ
て記憶装置７に記憶される。画像処理装置３４は中央処
理装置３の内部に設けられる。

【００４６】ｚ軸上の他の位置についても同様にして差
分画像が形成され記憶装置７に記憶される。それらの差
分画像は画像処理装置を通じて適宜ＣＲＴに与えられ可
視像として表示される。

【００４７】血液中の造影剤の濃度は時間の経過ととも
に例えば図１０に示すように変化する。すなわち、造影
剤の濃度は時間とともに増加してあるピークに達しその
後次第に減少するような曲線を描く。動脈の場合は曲線
Ａのように増加率とピーク値が共に高く、静脈の場合は
曲線Ｂのように増加率とピーク値が共に低い。

【００４８】このような濃度変化の過程で、検出器アレ
イ６１の測定データに基づいて例えば造影剤濃度がａ１
（ｂ１）になった状態の画像を再構成したとき、検出器
アレイ６２の測定データに基づいて再構成された画像は
１スキャン時間経過後の例えばａ２（ｂ２）の濃度状態
のものとなる。

【００４９】したがって、差分画像においては、動脈は
濃度差ａ２−ａ１に相当するＣＴ値で表され、静脈は濃
度差ｂ２−ｂ１に相当するＣＴ値で表される。また、造
影剤が流入しない部分は差分演算によって相殺される。

【００５０】ここで、差分を求める２つの画像の時間差
は１スキャンすなわちヘリカルスキャンの１ピッチの回
転時間であって、通常、例えば１秒、短い場合は０．５
秒、長くても２秒程度のものとなる。したがって、その
間息止め等により被検体ＯＢの体動を止めておくことは
容易なので組織の位置変化を無くすることができ、これ
によって造影剤が流入しない部分の像を完全に消去し正
確な造影画像を得ることができる。

【００５１】また、プレーン画像の撮像を必要としない
ので、従来のように被検体を時間をおいて２度撮像する
必要が無くなり、大幅に能率が向上する。本装置が撮像
した造影画像において血管像のＣＴ値は一定時間内の造
影剤の濃度変化に相当するから血流速度を表すものとな
る。すなわち、本装置は血流速度イメージングを行うも
のとなる。これは、従来のプレーン像と造影像との差分
によっては実現不可能な本発明の特徴である。

【００５２】このような特徴により、１枚の造影画像に
おいて動脈相と静脈相を明確に識別することができ、ま
た、例えば癌等の悪性腫瘍部については、その本体と周
辺部の血流速度の相違に基づいて病変部を明瞭に判別す
ることができる。

【００５３】ところで、差分画像の生成は、再構成され
た画像の差分を求める代わりに、バックプロジェクショ
ンの前にビューデータの差分を求め、この差分データを
用いてバックプロジェクションするようにしても良い。
これは、バックプロジェクション演算の線型性により、
データの加減算はバックプロジェクションの前後どちら
で行っても同じ結果が得られることに基づく。

【００５４】その場合、例えば図１１に示すように、ビ
ューデータ算出装置３５によって、先ず、記憶装置７に
収集されている検出器アレイ６１の測定データセットを
用いて画像生成位置における複数ビューのデータが算出
される。このビューデータはデータバッファ３６に記憶
される。

【００５５】次に、記憶装置７に収集された検出器アレ
イ６２の測定データセットを用いて同じ画像生成位置に
おける複数ビューのデータが算出される。このビューデ
ータは減算器３３においてデータバッファ３６のデータ
と同一ビュー同士で減算され、差分ビューデータが形成
される。

【００５６】画像再構成装置３１はこの差分ビューデー
タをバックプロジェクションして画像を再構成する。ビ
ューデータが差分データであることにより再構成された
画像は差分画像となる。差分画像は画像処理装置３４を
通じて記憶装置７に記憶され、また、適宜読み出されて
ＣＲＴ６に表示される。

【００５７】この方法は画像再構成が１回で済み、差分
画像の生成が高速化される点で好ましい。それに対し
て、前述の画像同士で減算をする方法は、それぞれの画
像の微調整によってより精密な差分画像を求める点で好
ましい。

【００５８】以上、ヘリカルスキャンを行う例で説明し
たが、撮影テーブル１０を止めて通常のアキシャルスキ
ャン(axial scan)を行い、１スキャンが終了する度に撮
影テーブル１０をスライス厚ｔｈずつ送るようにしても
良い。

【００５９】この場合も検出器アレイ６１と６２により
１スキャンの時間差を有する測定データセットが得られ
るので前述と同様にして差分画像を生成することができ
る。この方法はヘリカルスキャンの場合のようなビュー
データ算出を要しない点で好ましい。

【００６０】また、検出器アレイが２列の例について説
明したが、３列以上の多列にした場合は、最初の列の測
定データと次以降の列の測定データの時間差がスキャン
時間の整数倍で増えるので、差分を求めるデータ対の組
合せを選ぶことにより所望の時間差についての差分画像
を得ることができる。

【００６１】

【発明の効果】以上詳細に説明したように、課題を解決
するための第１の発明によれば、被検体の同一部位を複
数回連続的にスキャンして得られる各回のデータの間の
実質的な差分に基づいて差分画像を生成するようにした
ので、差分を求めるデータの間の時間差を短縮でき、そ
れによって正確な造影画像を得る差分像撮像方法を実現
することができる。

【００６２】また、課題を解決するための第２の発明に
よれば、被検体の同一部位について多列検出器アレイの
各列の検出器アレイを通じて得られた各群のデータの間
の実質的な差分に基づいて差分画像を生成するようにし
たので、差分を求めるデータの間の時間差を短縮でき、
それによって正確な造影画像を得るＸ線ＣＴ装置を実現
することができる。

【図面の簡単な説明】

【図１】本発明の実施の形態の一例の装置のブロック図
である。

【図２】本発明の実施の形態の一例の装置における２列
検出器アレイの概念的構成図である。

【図３】本発明の実施の形態の一例の装置におけるＸ線
照射・検出系の概念的構成図である。

【図４】本発明の実施の形態の一例の装置におけるＸ線
照射・検出系の概念的構成図である。

【図５】本発明の実施の形態の一例の装置におけるビュ
ーおよびデータの説明図である。

【図６】本発明の実施の形態の一例の装置におけるビュ
ーおよびデータの説明図である。

【図７】本発明の実施の形態の一例の装置におけるヘリ
カルスキャンの説明図である。

【図８】本発明の実施の形態の一例の装置におけるデー
タ収集の概念的説明図である。

【図９】本発明の実施の形態の一例の装置における差分
像生成の概念的説明図である。

【図１０】本発明の実施の形態の一例の装置における造
影撮像の説明図である。

【図１１】本発明の実施の形態の一例の装置における差
分像生成の概念的説明図である。

【符号の説明】

１００ Ｘ線ＣＴ装置 １ 操作コンソール ２ 入力装置 ３ 中央処理装置 ４ 制御インタフェース ５ データ収集バッファ ６ ＣＲＴ ７ 記憶装置 １０ 撮影テーブル ２０ 走査ガントリ ２１ Ｘ線コントローラ ２２ コリメータコントローラ ２３ データ収集部 ２４ 回転コントローラ ３０ Ｘ線管 ５０ コリメータ ６０ ２列検出器アレイ ＯＢ 被検体 ３１ 画像再構成装置 ３２ 画像バッファ ３３ 減算器 ３４ 画像処理装置 ３５ ビューデータ算出装置 ３６ データバッファ

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. 【請求項１】 Ｘ線照射源とそれに対向するＸ線検出器
   によって被検体をヘリカルスキャンして得られたデータ
   に基づいて画像を生成するＸ線ＣＴ装置における差分像
   撮像方法であって、被検体の同一部位を複数回連続的に
   スキャンして得られる各回のデータの間の実質的な差分
   に基づいて差分画像を生成することを特徴とする差分像
   撮像方法。
2. 【請求項２】 Ｘ線照射源と、前記Ｘ線照射源と対向し
   多数のＸ線検出器を１列に配設した検出器アレイをＮ
   （≧２）列並設してなる多列検出器アレイと、前記多列
   検出器アレイの並設方向に沿って被検体を相対的に直線
   移動させると共に被検体の周りに前記Ｘ線照射源を連続
   的に回転させながら前記多列検出器アレイを通じてデー
   タを収集するデータ収集手段と、前記データ収集手段が
   収集したデータに基づいて画像を生成する画像生成手段
   とを有するＸ線ＣＴ装置であって、被検体の同一部位に
   ついて前記多列検出器アレイの各列の検出器アレイを通
   じて得られた各群のデータの間の実質的な差分に基づい
   て差分画像を生成する差分画像生成手段を具備すること
   を特徴とするＸ線ＣＴ装置。