(57)【要約】【課題】  高い解像度の装置を提供すること。【解決手段】  放射線源１１から放射される放射線ビーム１２−１により被検体１４を照射し、被検体１４を透過した放射線ビーム１２−１により、輝尽性蛍光体が塗布されたイメージングプレート１６を感光する。このイメージングプレート１６にレーザ光を照射し、その反射光を検出することにより、前記イメージングプレート１６に記録された透過放射線の強度に対応する画像を読み出す。放射線源に対して被検体１４は水平面内で、相対的に少なくとも半周回転する。イメージングプレート１６も、被検体１４の回転に応じて垂直方向に移動する。【選択図】  図１
2005304952.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
被検体を横切る平面内で所定の方向に放射線源から放射される放射線ビームにより被検体を照射する手段と、この手段により前記被検体を透過した放射線ビームにより感光されその強度が記録される輝尽性蛍光体が塗布されたイメージングプレートと、このイメージングプレートにレーザ光を照射し、その反射光を検出することにより、前記イメージングプレートに記録された透過放射線の強度に対応する投影情報を読み出す手段と、前記被検体を横切る平面内における放射線ビームの放射方向を、前記被検体に対して、相対的に少なくとも１８０度回転する手段と、前記イメージングプレートを、前記放射線ビームの放射方向に応じて前記イメージングプレートを移動して前記放射線ビームによる照射位置を変更する手段と、を備えたことを特徴とする輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項２】
前記放射線源は前記被検体に対して固定され、前記被検体は前記放射線源に対して所定の微小角度毎に少なくとも１８０度回転され、前記イメージングプレートは前記所定の微小角度の回転毎に所定の距離だけ照射位置を移動することを特徴とする請求項１記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項３】
前記放射線源から放射される放射線ビームは、前記放射線源と前記イメージングプレート間に配置されたスリット付遮蔽体により形成されるファンビームであることを特徴とする請求項２記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項４】
前記被検体は固定され、前記放射線源は前記被検体の周囲を回転するように構成され、前記イメージングプレートは帯状に形成され、その一部が前記放射線源の回転軌道の外側に環状に配置され、かつ、前記帯状の長手方向に移動可能に構成されていることを特徴とする請求項１記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項５】
前記イメージングプレートに記録された投影情報を読み出す手段により読み出された投影情報を用いて逆投影処理により、前記被検体を横切る平面内の各点における濃度情報を得る画像再構成手段をさらに備えることを特徴とする請求項１または４記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項６】
前記イメージングプレートに記録された投影情報を読み出す手段は、前記被検体を横切る平面内の部分領域の投影情報であることを特徴とする請求項５記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項７】
前記画像再構成手段は、前記読み出された投影情報を所定のフィルタ関数を用いて修正するフィルタリング操作手段をさらに含むことを特徴とする請求項６記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【請求項８】
前記フィルタ関数は、前記被検体を横切る平面内の部分領域以外の領域で振幅が小さくなることを特徴とする請求項７記載の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、計算機トモグラフィ装置（以下ＣＴ装置という。）に関し、特に解像度を大幅に向上する新たな原理に基づくＣＴ装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
従来のＣＴ装置は、Ｘ線またはγ線のような放射線を被検体に対して種々の方向から照射し、被検体を透過した放射線をガスカウンタ、固体検出器あるいは各種のシンチレータを用いて検出し、この検出器出力信号を計算機により処理して被検体の断面像を再構成している（特許文献１参照）。
【０００３】
また、従来のＣＴ装置においては、再構成アルゴリズムの関係で、１つの投影データを表す標本点の数は数百程度とせざるを得ない。これは、生体横断面の大きさ（約３０ｃｍ）を３００点程度で表現することともマッチしている。また、画像の再構成時間についても、従来のＣＴ装置においては、専用演算装置を付加した場合でも、数１００×数１００個の画素からなる画像の再構成には、数分程度の処理時間を要している。
【特許文献１】特公昭５５−３６３２９号公報
【特許文献２】特公昭５５−３３３３８号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
しかしながら、上記従来のＣＴ装置は、被検体を透過した放射線をガスカウンタあるいは固体検出器を用いて検出しているため、その構造上の制約から、空間解像度は通常高々０．５ｍｍである。したがって、再構成により得られた画像の解像度は、生体横断面の大きさ（約３０ｃｍ）を３００点程度で表現するという程度の極めて低いものである。
【０００５】
最近の医学の進歩により、この種の診断装置には例えば、直径が１ｍｍ以下のがん組織の発見等、特定の疾患の細胞レベルの大きさの組織の観察が要求されている。しかしながら、従来のガスカウンタあるいは固体検出器を用いたＣＴ装置ではこのような高い解像度を得ることは不可能であった。
【０００６】
そこで、本発明は上記のような要求にこたえられる、高い解像度のＣＴ装置を提供することを目的とするものである。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置は、被検体を横切る平面内で所定の方向に放射線源から放射される放射線ビームにより被検体を照射する手段と、この手段により前記被検体を透過した放射線ビームにより感光されその強度が記録される輝尽性蛍光体が塗布されたイメージングプレートと、このイメージングプレートにレーザ光を照射し、その反射光を検出することにより、前記イメージングプレートに記録された透過放射線の強度に対応する投影情報を読み出す手段と、前記被検体を横切る平面内における放射線ビームの放射方向を、前記被検体に対して、相対的に少なくとも１８０度回転する手段と、前記イメージングプレートを、前記放射線ビームの放射方向に応じて前記イメージングプレートを移動して前記放射線ビームによる照射位置を変更する手段と、を備えたことを特徴とするものである。
【０００８】
また、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記放射線源は前記被検体に対して固定され、前記被検体は前記放射線源に対して所定の微小角度毎に少なくとも１８０度回転され、前記イメージングプレートは前記所定の微小角度の回転毎に所定の距離だけ照射位置を移動することを特徴とするものである。
【０００９】
さらに、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記放射線源から放射される放射線ビームは、前記放射線源と前記イメージングプレート間に配置されたスリット付遮蔽体により形成されるファンビームであることを特徴とするものである。
【００１０】
さらに、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記被検体は固定され、前記放射線源は前記被検体の周囲を回転するように構成され、前記イメージングプレートは帯状に形成され、その一部が前記放射線源の回転軌道の外側に環状に配置され、かつ、前記帯状の長手方向に移動可能に構成されていることを特徴とするものである。
【００１１】
さらに、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記イメージングプレートに記録された投影情報を読み出す手段により読み出された投影情報を用いて逆投影処理により、前記被検体を横切る平面内の各点における濃度情報を得る画像再構成手段をさらに備えることを特徴とするものである。
【００１２】
さらに、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記イメージングプレートに記録された投影情報を読み出す手段は、前記被検体を横切る平面内の部分領域における高解像度の投影情報であることを特徴とするものである。
【００１３】
さらに、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記画像再構成手段は、前記読み出された投影情報を所定のフィルタ関数を用いて修正するフィルタリング操作手段をさらに含むことを特徴とするものである。
【００１４】
さらに、本発明の輝尽性蛍光体を用いた計算機トモグラフィ装置においては、前記フィルタ関数は、前記被検体を横切る平面内の部分領域以外の領域で振幅が小さくなることを特徴とするものである。
【発明の効果】
【００１５】
本発明のＣＴ装置によれば、放射線検出器として、輝尽性蛍光体を用いたイメージングプレートを用いているため、その解像度は読み出し用のレーザビームのスポットサイズにほぼ等しい、数１０μｍ程度の高い解像度の画像再生が可能となる。したがって、特定の疾患の細胞レベルの画像あるいは１０μｍ程度の微小組織の画像を得ることができ、現在プローブを用いて行っている生体検査を全くの非侵襲的に行うことが可能となる。
【００１６】
また、本発明のＣＴ装置によれば、被検体を横切る平面内の部分領域の画像再構成により、短時間の画像処理により部分領域の画像を再生することができる。
【００１７】
さらに、本発明のＣＴ装置によれば、イメージングプレートが有する高い感度と広い直線性を持った放射線の検出が可能となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１８】
以下、本発明のＣＴ装置の実施例を図面を参照して説明する。図１は本発明のＣＴ装置の第１の実施形態を示す概略構成図である。線源１１は放射性同位元素ＲＩであるイリジウム１９２あるいはコバルト６０等微小サイズの線源から放射されるガンマ線ビーム１２をコリメータによりに絞り、円錐状のビームとして放射する。このガンマ線ビーム１２は、回転台１３上に載置された被検体１４を透過し、図２の正面図に示すように、スリット付遮蔽体１５のスリット１５−１を通過して背後のイメージングプレート１６を感光する。遮蔽体１５としては例えば鉛レンガを用いることができる。回転台１３はその上に載置した被検体１４を水平面内で約半回転乃至１回転の範囲内で、所定の方向を基準として１度ずつ間歇的に回転する。スリット付鉛レンガ１５は、水平方向に細長く形成されたスリット１５−１により、円錐状のガンマ線ビーム１２をスリット１５−１の幅と同じ厚さのファンビーム１２−１に整形する。このファンビーム１２−１により、図３に示すように、イメージングプレート１６を感光する。ストライプ状の感光部θ１、θ２、‥‥は、回転台１３の回転角度を示している。
【００１９】
イメージングプレート１６は、フィルム状の支持体表面に輝尽性蛍光体を塗布したものであり、この輝尽性蛍光体に放射線が照射されると放射線のエネルギー情報が潜像として記憶される。記憶された放射線像を可視化する方法として、輝尽発光現象が利用される。この現象は、蛍光体の放射線による刺激による発光が、刺激の終了により急激に減衰する過程において、発光波長より長い波長の光を照射すると、再び発光が増加する現象である。
【００２０】
イメージングプレート１６に記録された放射線像は、図４に示すように、レーザ光源４１からのレーザビーム４２を回転ミラーからなる光走査器４３により走査される。すなわち、光走査器４３は、レーザビーム４２をイメージングプレート１６の幅方向に繰り返し走査する。イメージングプレート１６は、レーザビーム４２が照射されることにより輝尽発光現象により発光する。この輝尽発光の強度は、イメージングプレート１６に記録された放射線の強度に比例する。レーザビーム４２の走査により発生した輝尽発光光は例えば光ファイバのような集光ガイド４４によりフォトマルチプライヤ４５に導かれ電気信号に変換される。このフォトマルチプライヤ４５出力電気信号は、増幅器４６により増幅され、Ａ／Ｄ変換器４７によりディジタル信号に変換される。イメージングプレート１６は、レーザビーム４２による１回の走査毎に、所定の距離だけ矢印４８方向に移動する。
【００２１】
なお、このようなイメージングプレート１６および読取装置は、富士フィルム株式会社から、商品名ＦＣＲシステムとして販売されている。
【００２２】
次に図５を参照して、上記のように構成されたＣＴ装置による画像の再構成方法について説明する。同図において、５１は被検体の水平断面を示し、５２はファンビーム１２−１に含まれる１本の放射線ビームを表している。そして５３は図３のイメージングプレート１６上の感光部θ１、θ２、‥‥の一つから読み出された投影情報を表している。また、同図のｘｙ座標は被検体５１のほぼ中心を原点０とする直角座標であり、ＸＹ座標はｘｙ座標を角度θだけ回転した直角座標である。ここで角度θは、被検体５１に対する放射線ビーム５１の放射方向の角度であり、図１における回転台１３の所定の基準方向（ｘ軸方向）からの回転角に相当する。ここで、図１に示した装置における放射線ビーム１２−１はファンビームであるため、これをファン−パラレル変換により平行ビームに変換する。したがって、上記の座標系において、投影情報データ５３は、Ｘ座標に垂直な方向の放射線ビーム５２が被検体５１を透過した後における強度、すなわち、被検体５１の投影データを表している。この投影情報を座標Ｘと角度θの関数としてｇ（Ｘ，θ）と表わし、角度θを約半回転の範囲内で変化させて各角度についてｇ（Ｘ，θ）を求め、これらの投影データｇ（Ｘ，θ）を用いて重畳積分法（コンポリューション法）あるいはフィルタ補正逆投影法（フィルタードバックプロジェクション法）などの周知の画像再構成法を適用することにより、ｘｙ座標における各点（ｘｙ）の放射線ビーム５２に対する被検体５１の吸収係数を求めることができる。この放射線に対する吸収係数をｘｙ座標内で濃淡情報ｆ（ｘ，ｙ）として表示すると、被検体５１の水平断面像が得られる。このような画像再構成法は、特許文献１にも記載されているように、すでに古くから知られているため、その詳細説明は省略する。
【００２３】
以上説明した本発明の実施形態においては、特定の角度θ方向に進行する放射線ビームにより得られるＸ軸方向の投影データｇ（Ｘ，θ）は、図４に示した放射線画像の読取装置における、走査用レーザビーム４２のスポット径にほぼ一致する分解能を持って所定間隔毎に得られるため、その解像度は従来のガスカウンタあるいは固体検出器を利用したＣＴ装置に比較して、大幅に向上する。また、輝尽性蛍光体が表面に塗布されたイメージングプレートは、従来のガスカウンタあるいは固体検出器に比較して放射線検出感度が高く、その高い直線性により広いエネルギー範囲の放射線測定が可能である。さらに、この種のイメージングプレートは、白色光加熱により一旦記録された潜像を消去することにより、繰り返して使用できる利点がある。
【００２４】
図５に示した画像再構成方法は、被検体５１を横切る平面内の全ての点（ｘｙ）の濃淡情報ｆ（ｘ，ｙ）を求めることによって、被検体５１の水平断面像を得た。しかし、被検体５１の水平断面像は全体の観測には有効であるが、その結果、例えば癌組織の疑いのある一部の領域をさらに拡大して観察することが要求される。このような場合、上記の画像再構成法により被検体５１の水平断面像を高い解像度で求めることが可能であるが、解像度を高くすると、画像再構成に要する投影データｇ（Ｘ，θ）のデータ量が増加するため、画像再構成に要する時間が長くなるという問題点が生ずる。このような問題点に対しては、前記特許文献１にも記載されているように、被検体５１の水平断面像内の一部の領域のみの投影データｇ（Ｘ，θ）を用いて画像を再構成することにより解決することができる。
【００２５】
図６は、上記のような目的を解決するための部分領域画像の再構成方法の原理を示す図である。なお、同図において、図５と対応する部分には同一符号を付して示し、詳細な説明は省略する。同図において、被検体５１内の部分領域を５５とすると、被検体５１の全体に対する投影データｇ（Ｘ，θ）５３に対して、Ｘ軸上のＸ２、Ｘ３間の投影データｇ（Ｘ，θ）、Ｘ２≦Ｘ３  が部分領域２５の投影データとなる。この部分領域２５の投影データは、投影データｇ（Ｘ，θ）５３中に斜線で示されている。なお、同図において、投影データｇ（Ｘ，θ）５３´は、被検体５１の異なる方向における投影データである。
【００２６】
次に、同図に示す投影データｇ（Ｘ，θ）５４、５４´はそれぞれ、投影データｇ（Ｘ，θ）５３、５３´をフィルタリング操作によって修正した補正投影データである。このフィルタリング操作は直接に逆投影を行った場合に画像に発生す“ぼけ”を消去する。このフィルタリング操作は、投影データｇ（Ｘ，θ）５３、５３´をフーリエ変換し、フーリエ変換領域において予め用意されたフィルタ関数データを乗算して重み付けをし、これらを逆フーリエ変換することにより、補正投影データｇ（Ｘ，θ）５４、５４´を得る。ところで、前記投影データｇ（Ｘ，θ）５３、５３´のフーリエ変換は、前記非検体５１を横切る平面内の指定された部分領域５５およびその周辺領域Ｘ１≦Ｘ４についてのみ行う。このようにして得られた部分領域５５およびその周辺領域についての異なる方向の補正投影データｇ（Ｘ，θ）５４、５４´を用いて、図５で説明したフィルタ補正逆投影法により、ｘｙ座標における各点（ｘｙ）の放射線ビーム５２に対する被検体５１の吸収係数を求め、この吸収係数をｘｙ座標内で濃淡情報ｆ（ｘ，ｙ）として表示すると、被検体５１の水平断面内の部分領域のみの断面像が得られる。
【００２７】
図７は図６により説明した部分領域の画像再構成処理装置の一実施例を示すブロック図である。データ用メモリは異なる角度θに対する関数ｇ（Ｘ，θ）をそれぞれサンプリングデータとして記憶するメモリであり、フィルタ関数メモリ７２は関数Ｈ（ｗ）を同じくサンプリングデータとして記憶するメモリである。修正投影データ用メモリ７３は関数ｇ（Ｘ，θ）を記憶し、又再構成画像用メモリ７４は逆投影計算によって得られる被検体を横切る平面内各点の濃度情報を記憶するメモリである。
【００２８】
次に第1のアドレス計算部７５は前記投影デー用メモリ７１およびフィルタ関数用メモリ７２の番地を指定し、図示しないが読み出し回路によりそれぞれ指定されたメモリ番地のデータを読み出して乗算器７７に与えるものである。このときメモリ７１のデータはフーリエ変換器７６によってフーリエ変換が求められる。この乗算器７７は２つのデータを乗算しこれを逆フーリエ変換器７８に与える。逆フーリエ変換器７８は乗算器７７の計算結果を逆フーリエ変換しこれを修正投影データ用メモリ７３に与える。メモリ７３は逆フーリエ変換器７８の計算結果を第1のアドレス計算部７５で指定された番地に記憶する。このような動作はすべての角度θに対する投影データｇ（Ｘ，θ）に対しくり返し行なわれる。すなわちこれら第1のアドレス計算部７５、投影データ用メモリ７１、フィルタ関数用メモリ７２、フーリエ変換器７６、乗算器７７、逆フーリエ変換器７８および修正データ用メモリ７３は前述のフィルタリング操作に相当する演算を行なう回路である。次に第２のアドレス計算部７９は修正投影データ用メモリ７３の番地を順次指定し異なる角変θに対応する複数組の投影データｇ（Ｘ，θ）から同一のＸの値に対するデータを読み出しこれを累算器８０に与える。累算器８０の累算結果は再構成画像用メモリ８４の前記第２のアドレス計算部７９で指定された番地に記憶される。
【００２９】
このような動作はＸの異なる値に対してくり返し行なわれる。すなわちこれら第２のアドレス計算部８９、修正投影データ用メモリ８３、累算器８０および再構成画像用メモリ８４により被検体５１を横切る平面内の任意の点（ｘ，ｙ）の濃度ｆ（ｘ，ｙ）を求める演算が行なわれる。図７のメモリを除く各ブロック８５〜９０は計算機によって行なうことができる。ところで図６の再生画像中の特定の部分領域５５が指定されると、この指定信号８１は図７の第１、第２のアドレス計算部７５、７９に与えられる。第1のアドレス計算部７５は部分領域指定信号８１が与えられると投影データ用メモリ７１およびフィルタ関数用メモリ７２からの各データの読み出しを図６のＸ１〜Ｘ４の範についてのみ行なうよう番地指定を行なう。前述のようにＸ２〜Ｘ３は指定された部分領域５５のＸ軸への投影成分であるが、フィルタ関数の重畳をこの範囲内についてのみ行なうとフィルタ作用が十分でなく画質に影響を及ばす怖れがある。したがつてＸ１〜Ｘ４はＸ２〜Ｘ３の範囲より広い範囲に選ばれるが、この超過的な範囲Ｘ１〜Ｘ２あるいはＸ３〜Ｘ４は前述のように再生画像の画質に影響しない範囲に選ばれる。すなわち、図６のｇ（ｘ，θ）５３をフーリエ変換したG（ｗ，θ）とフィルタ関数５６との積を計算する場合を考えるとＸ４より大きなＸの値の範囲ではフィルタ関数５６の振幅が小さくなるので積は無視し得る程度に小さくなる。このＸ４より大なるＸの範囲の積分値が再構成画像濃度の最小単位以下となればこの範囲についての積分は省略しても再生画質には全く影響しない。ここで再構成画像濃度の最小単位とは表示装置を含む診断装置全体から決定される最小濃度レベルを意味する。すなわち表示装置として濃度に対する解像度が高い装置を用いても表示装置に供給される面像信号Ｓ／Ｎ比が悪い場合はこのＳ／Ｎ比により決定される。逆にＳ／Ｎ比が良いにもかかわらず表示装置の解像変が低い場合は、表示装置が表示可能な最小濃度単位が上記重畳積分の範囲決定の基準となる。
【００３０】
次に第２のアドレス計算部７９は部分領域指定信号５１により修正投影データ用メモリ７３からのデータの読み出しを図６の部分領域５５自体に対応する範印すなわちＸ２〜Ｘ３についてのみ行なうよう番地を指定する。
【００３１】
すなわち逆投影操作は異なる方向の修正投影データｇ（Ｘ，θ）を特定のＸの値（Ｘ＝ｘcosθ十ｙsinθ）について単に累算すればよいので指定領域５５の範囲内の各点（ｘ，y）について演算を行なえばよい。
【００３２】
以上述べたように本発明では指定された部分領域についてこの領域に対応する限られた範囲のデータによる演算を行なうことにより再構成画像が得られるため再構成処理の時間が大巾に短縮できる。この場合採用データの範囲が限定されても再構成画像には全く影響しないことが理論的にも証明されている。
【００３３】
本発明は上記実施例に限られないことはいうまでもない。例えば被検体中を多数の異なる方向の放射線で透過する手段としては平行ビーム、ファンビームのいずれを向いてもよく又照射機構も回転、平行移動あるいはこれらの組み合せ被検体外部から照射する方法あるいは破検体内部から放射させる方法等種々考えられる。又データ処理装置においても汎用計算機を用いる代りに専用ハードを用いた制御装置を用いてもよい。
【００３４】
図８は本発明のＣＴ装置の他の実施形態を示す概略構成図である。なお、同図において、図１の装置と同一部分には同一符号を付し、詳細な説明は省略する。この実施形態においては、被検体１４は固定配置され、線源容器１１が被検体１４の周囲を周回しつつ、被検体１４に放射線ビームを照射する。すなわち、操作器９１からのレリーズワイヤの送り込み操作により、レリーズワイヤの先端に設けられた線源は、線源容器１１´内から送り出される。そして、このレリーズワイヤ被検体１４の周囲に円軌道状に配置された線源走査ガイド９２内を案内されて周回する。この線源走査ガイド９２は放射線が放出される開口が形成されたレール状に構成されている。この線源走査ガイド９２の外側には、線源走査ガイド９２と同心的に、テープ状のイメージングプレート（ＩＰ）１６´が配置されている。このイメージングプレート１６´は、ＩＰ巻取器９３により、一対のガイドローラ９３、９３を介して一方向に巻き取られる。
【００３５】
このように構成されたＣＴ装置の動作を説明すると、線源容器１１´内から送り出される線源（図示せず。）は、前述したように、被検体１４の周囲に円軌道状に配置された線源走査ガイド６２内を案内されて例えば角度１°ずつ間歇的に周回する。そしてこの間歇的周回運動の停止期間に線源からファンビーム（図示せず。）を被検体１４に照射し、その透過ビームにより、線源に対して反対側に位置するイメージングプレート１６´を感光する。ファンビームは図６の紙面に対して平行な面を有しており、被検体１４を所定の角度θ１で照射する。この結果イメージングプレート１６´面上に記録される放射線投影情報は、図３に示したように、イメージングプレート１６´面を横切るストライプ状の感光部θ１に記録される。線源をさらに角度θ２まで移動して再び被検体１４に放射線を照射するとともに、テープ状のイメージングプレート１６´をＩＰ巻取器９３により一方向に所定の距離だけ巻取り移動させる。この結果、投影情報はイメージングプレート１６´面に図３の感光部θ２に示したように記録される。このような動作を線源が約半周の範囲で回周しつつ繰り返すことにより、イメージングプレート１６´面には、図３に示したように、放射線投影情報が感光部θ１、θ２、‥‥に記録される。
【００３６】
このようにしてイメージングプレート１６´の感光部θ１、θ２、‥‥に記録された放射線投影情報は前述したように、イメージングプレート用の読取装置により読み取られ、電気的な放射線投影情報信号に変換される。そしてこれらの放射線投影情報を用いて前述した画像再構成処理を行うことにより、図８に示すように、被検体１４の断面画像が得られる。
【００３７】
したがってこの実施形態のＣＴ装置は、現在広く利用されている医療用のＣＴ装置と同様に、患者を横たわらせた状態で体の断面画像を高い精度で再構成することができる。
【００３８】
本発明は以上の実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術思想の範囲内で種々の変形が可能である。
【００３９】
例えば、上記の実施形態においては、放射線源としてイリジウム１９２あるいはコバルト６０等ガンマ線を放射するものを用いたが、通常のＸ線源、あるいは、解像度の要求に応じて微小な焦点サイズのマイクロフォーカスＸ線を用いることも可能である。
【００４０】
また、上記の実施形態においては、被検体１４を水平面内で約半回転の範囲内で、所定の方向を基準として例えば１度ずつ間歇的に回転し、あるいは、線源容器１１´内から送り出される線源を、被検体１４の周囲に例えば角度１°ずつ間歇的に周回するように構成したが、かならずしもこのような間歇的運動を行わせる必要はなく、連続的移動であってもよい。ただしこの場合、イメージングプレート１６´、の移動も上記被検体１４あるいは線源の移動に同期して連続的に行う。
【００４１】
また、上記の実施形態においては、スリット付遮蔽体１５を被検体１４とイメージングプレート１６間に配置したが、線源１１と被検体１４間に配置してもよい。
【００４２】
さらに、上記の実施形態においては、線源１１、１１´から放射される放射線ビームとして、ファンビーム１２−１を用いたが、必ずしもファンビームである必要はなく、平行ビームであってもよい。
【００４３】
さらに、図７の部分領域の画像再構成処理装置においては、フィルタリング処理をフーリエ領域で行ったが、フーリエ変換を行うことなく、実領域で処理することも可能である。このような実領域での処理については、前述の特許文献２にも記載されている。
【図面の簡単な説明】
【００４４】
【図１】本発明の実施形態に係るＣＴ装置を示す側面図である。
【図２】図１の装置におけるスリット付鉛レンガ１５の正面図である。
【図３】図１の装置におけるイメージングプレート１６の記録状態を説明するための正面図である。
【図４】本発明の実施形態に使用されるイメージングプレート１６の読取装置一例を示す斜視図である。
【図５】図１の装置による画像再構成の原理を示す説明図である。
【図６】図１の装置による部分領域の画像再構成の原理を示す説明図である。
【図７】図１の装置における部分領域の画像再構成装置の構成を示すブロック図である。
【図８】本発明の他の実施形態に係るＣＴ装置を示す側面図である。
【符号の説明】
【００４５】
１１……線源
１２……ガンマ線ビーム
１３……回転台
１４……被検体
１５……スリット付鉛レンガ
１５−１……スリット
１６……イメージングプレート
【図１】
2005304952.tif 000003
【図２】
2005304952.tif 000004
【図３】
2005304952.tif 000005
【図４】
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【図５】
2005304952.tif 000007
【図６】
2005304952.tif 000008
【図７】
2005304952.tif 000009
【図８】
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