JP2721345B2 - 骨の比重計 - Google Patents
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Description
【発明の詳細な説明】
本発明は人体の特に脊髄骨と腰の骨又は骨に類似する
材質の比重を測定するのに有効なＸ−線比重計である。
このような測定は例えば整骨療法を採用する事によって
患者が効果を受けるかどうかの判定をするために有益で
ある。本発明は、デユアルホートン吸収率測定とよばれ
る関連技術の改善である測定技術に利用する。デユアル
ホートン吸収率測定が２つの異なるホートン（photon;
光子）を発生するためにラジオアイソトピツク源の使用
に基づいているのに対して、本発明は２つの異なるエネ
ルギーの平行ビームを発生するために２つの異なる電圧
間で切換えられるＸ−線管を用いている。 Ｘ−線源は、骨の比重の測定のために使用される通常
のラジオアイソトピツク源の約100倍の放射線強度の放
射線を発生する事が可能である。もしＸ−線源が骨の比
重計にうまく組み入れられたならば、測定時における改
善・分析・正確さ、精度及び放射線を最小限定にする事
において効果があるだろう。骨の比重計におけるＸ−線
源を用いる事の従来の試みはすべて成功しているという
訳ではない。本発明の主要な目的は、有用な骨の比重計
の提供と、Ｘ−線源によつて発生される高放射線強度の
長所を採用する事による総べての重要なカテゴリにおけ
る改善された作業をなしとげる事である。 本発明は、Ｘ−線管と視準器とＸ−線管に供給する交
互の高及び低電圧レベルによつて動作する検出器の間の
定められた関係による２次元ラスタスキャンパターン内
で動かされるＸ−線管を使用する事によつて、この目的
を達成する。 Ｘ−線源によつて発生される高ホートン強度の光学的
長所を得るために、本発明は、骨の比重計にＸ−線管を
用いる事と関係するある問題を解決する。Ｘ−線源は、
ラジオアイソトピツク源より高強度であるけれども、そ
れらはまた、それらに供給される電圧と電流の変化によ
つて（放射が）が変化するから安定性がない。つけ加え
ると、ラジオアイソトピツク源は一般に単に少々のエネ
ルギーでホートンを発生するが、Ｘ−線管は広レンジの
エネルギーをもつホートンを発生する。 これら及びその他の問題は、１つのかわりの２つの関
連検出器例えば総べてのスキャンライン、好ましくは総
ての点上の多数の骨のカリブレイシヨン（calibration;
目盛調整）を生じるための手段及びラスタースキヤンに
おける積分検出器の使用を採用するシステムによつて満
足される。 本発明の重要な特徴は、骨の位置を決定しそして骨の
位置に近接して横たわる骨なし領域から生じたＸ−線デ
ータに基づいてシステムを目盛調整するカリブレイシヨ
ン技術にある。このようなカリブレイシヨンはＸ−線源
の放射を調整するだけでなく他の種々の、患者それぞれ
の体の厚さのバリエクシヨンのような見い出されるバリ
エイシヨンを調整する。 本発明の１つの局面に関して要約すると、骨の比重計
は、定められた位置に保持された患者の骨類似材料の比
重を測定するために提供され、電力供給手段を有するＸ
−線管、患者によつて減じられたＸ−線を検出するため
に患者の反対側に配置された検出手段、骨を有する患者
の部分及び単なるフレツシユ（骨なし物体）を有する近
接部分を効果的に露出するための手段、露出の方向内の
骨類似カリブレイシヨン物質を介して通過するビームを
発生するための手段、及び患者の骨の比重の表示を行な
うために検出手段の出力に応じて信号を発生する手段
（例えばＸ−線フイルムのような患者の写真であつて、
患者の骨の比重を表わすための骨の比重の分布又は計算
された値を表わすもの）、検出手段の出力を調整するた
めに単なるフレツシユを有する領域のカリブレイシヨン
物質によつて減少せられたＸ−線に基づいたデータに応
じて適用された信号発生手段、それによつて、患者の厚
さ及び他のシステムバリエイシヨンの相違に応じてＸ−
線管の放射の調整を可能にしている。 本発明の他の局面に関しては、例えば上記の特徴を有
する骨の比重計は、患者を通過するＸ−線のペンシルビ
ームを形成して監視するために配置されたペンシルビー
ム視準器及び視準器、Ｘ−線管、ペンシルビーム視準器
と患者に関連するＸ−Ｙラスタースキヤンに対応して駆
動されるより適用された検出手段と一列に並んで患者の
反対側に配置された検出手段をさらに含み、そして回転
手段は骨類似カリブレイシヨン手段を通過するようビー
ムを発生する。本発明のこの特徴に関しては、検出手段
の出力を目盛調整するために単なるフレツシユを有する
領域内のカリブレイシヨン物質によつて弱められたＸ−
線に基づくデータによつて、信号発生手段が制限される
事はない。 本発明の別の局面に関すると、骨の比重計は、本発明
の上記局面の両方の特徴を総合している。 本発明のこれらの局面の好適な実施例において、骨の
比重計の電力供給手段はＸ−線管に対して高と低の交互
の電圧レベルに応じるように適合され、つまりＸ−線
管、視準器及び検出器がスキヤン動作、並びにおよそ１
つのビーム巾に等しい間隙をペンシルビームが横断する
単時間の間に高と低レベルの少なくとも１対の発生が生
じるのに十分な高周波でＸ−線管へ高と低の交互電圧が
供給されるように視準器によつて生じられたビーム巾で
駆動される速度に関係して電圧の周波数をコントロール
する手段であり、好ましくは骨の比重計は60/secのオー
ダーレートの高と低のペアの電圧パルスを発生するよう
適用され、Ｘ−線管、視準器及び検出手段は１インチ/s
ecのオーダーレートで走査に応じて駆動されそして視準
器は直径約１〜3mm間のペンシルビームを発生し;X−線
ビームは、少なくも解像度の１ピクセルが横断される間
に等しい期間に対して１スキヤンパターンのスキヤンラ
インあたり少なくも１回、骨類似カリブレイシヨン物質
を通過し、好ましくはＸ−線ビームは、総べての高と低
電圧パルス対の持続している間、骨類似カリブレイシヨ
ン物質を通過し；検出手段は、解像度の１ピクセルによ
つてＸ−線スキヤンパターンが進行するよう要求された
時に関係する短時間以上にわたつて繰り返し検出された
信号を積分するようコントロールされる積分検出器から
形成され、好ましくはそれぞれの積分値をデイジタル値
に変換するために提供されるアナログ・デイジタルコン
バータとデイジタル信号の流れを処理する事によつて患
者の骨の比重の表示を生成するために提供されるデイジ
タルコンピュータ；及び異なるアブソーバーと共にそれ
ぞれ提供される少なくとも２つの関連検出器を有する関
連システムが提供され、この関連システムは、Ｘ−線管
電流及び電圧の両者の変化を補正するために適用され、
好ましくは該システムは、関連検出器によつて形成され
る信号の作用に基づいて実質的に検出された信号を補正
するよう適用されそして、２つの関連検出器において、
その関数は関連検出器の検出された信号によつて定義さ
れた実質的な直線である。 本発明は従来の装置に比べて骨の比重の測定をよりす
ばやくよりよい結果でよりよい正確さで測定できるよう
にする事を可能としている。ラジオアイソトピツク源を
用いていないので使用者は危険でかつ連邦の認可する規
則によつてきびしくコントロールされる放射性材料を取
り扱かつたり置き換えたりする必要がない。 図において、 第１図は好ましい実施例説明図であり、 第２図はスキヤンパターンが重ねられた患者の脊椎骨
を示しており、第2a図は好ましい実施例によつて使用さ
れるスキヤンパターンを示しており、一方第2b図は反対
のスキヤンパターンを示している。 第３図は好ましい実施例の電子的制御及び測定装置の
ブロツク図であり、 第４図は好ましい実施例に用いられるカリブレイシヨ
ンデイスクの平面図であり、 第５図は、「骨」と「骨なし」象限を有する同期がと
られたカリブレイシヨン歯車によつて修正されるように
Ｘ−線管を付勢する高エネルギーレベル（HEL）と低エ
ネルギーレベル（LEL）の位相の間発生される電圧レベ
ルの説明図である。 第６図は脊骨の単一横断に対する「骨」と「骨無し」
のパルス対から得られる機能のプロツトを示しており、
そして 第７図は脊椎骨の調査のためにコンピューターによつ
て実行されるカリブレイシヨンのフロー図である。 〔好ましい実施例の説明図〕 第１図はＸ−線比重計の基本構成を示している。Ｘ−
Ｙテーブル装置２上で移動されるＸ−線管１は、「高エ
ネルギ−レベル」（HEL）と「低エネルギ−レベル」（L
EL）と称される２つのレベルの間ですばやくその電圧出
力を交互に示すように設計された電力供給装置11によつ
て付勢される。HELは典型的には150キロボルトで、LEL
は典型的には75キロボルトである。Ｘ−線管によつて放
射されるＸ−線はペンシルビームＢを形成するために視
準器３によつて平行にされる。ペンシルビームは、電力
供給手段がHELとLELの間で切換えるレートに同期したレ
ートで回転するカリブレイシヨンデイスク12を通過す
る。カリブレイシヨンデイスクによつて動作される役割
は以下に詳細に説明されるだろう。 Ｘ−線ペンシルビームは、例えば骨粗鬆症の可能性の
存在のために調査下におかれる女性の成人患者を介して
通過しそして主放射線検出器５に到達する。主検出器５
と同様な様式である２つの関連検出器７と８もまた第１
図に示されている。２つの関連検出器７と８は、Ｘ−線
によつて放射される流出をモニタしかつＸ−線管電流と
電圧の変化に対して主検出器によつて測定された信号を
補正するために利用される情報を供給する。 関連検出器７と８は、２つのＸ−線アブソーバ９と10
の１つを通過した後のＸ−線管１からの放射を測定す
る。２つのアブソーバ９と10はやせている患者と太つた
患者それぞれのＸ−線の減少を表わす事ができるよう選
択された実質的に異なる厚さのものである。 異なるアブソーバとともに２つの関連検出器を用いる
事によつて、Ｘ−線管の電流と電圧の両者における変化
を同時にモニタする事が可能である。 この関連検出器の測定量は管の電流と電圧の変化を補
うために、主検出器５によつて測定された測定値を補正
するのに利用される。これらの補正がなされる方法は以
下に説明される。 Ｘ−線管１、視準器３、関連検出器７と８及びアブソ
ーバ９と10、カリブレイシヨンデイスク12、並びに主検
出器５は総べて主検出器５と関連検出器７と８からの時
間信号がデイジタル化されてコンピユータシステム13に
格納される間、人体を横切つてＸ−方向に機械的に継続
的に走査される。第１図における右から左又は在から右
へのそれぞれの走査後、全体装置はＸ−方向の移動を短
時間停止して第１図の平面外のＹ−方向に少量を指示す
る。これらの動作の結果、Ｘ−線ペンシルビームＢは第
２及び第2a図に示された矩形の走査パターン18を経過す
る。第2b図に平行四辺形パターン19として示される変形
矩形走査パターンは、人体の角部にある首又は大腿骨の
ような骨の測定にもまた利用されるだろう。 第１図は、患者テーブル20上に固定されて横たわる患
者を走査する期間の間のＸ−線源１と主検出器５の間の
固定された関係を示している。Ｘ−線管１、視準器３、
関連検出器７、８及びアブソーバ９、10及びカリブレイ
シヨンデイスク12はソースアセンブリ22と称せられる単
体アセンブリに一体として装荷されている。このアセン
ブリは、普通のＸ−Ｙテーブル２上の患者の下に順次に
装荷される。分離ステツピングモータとリードスクリユ
ーはＸ−方向とＹ−方向それぞれにＸ−Ｙテーブルを移
動するために用いられる。ステツピングモータと、リー
ドスクリユーは当技術分野においてよく知られた型式の
ものであり、図示されていない。 主検出器５は患者の上方に配置されて好ましい実施例
に示されるようにＣ−アーム21の手段によつてソースア
センブリ22に正確に固定され、その結果、Ｘ−線ペンシ
ルビームＢと主検出器５はまつたく走査と固定された関
係を有する。主検出器５は、異なる実施例においてＸ−
方向、Ｙ−方向のいずれか又は両方向に、ペンシルビー
ムＢと同様な固定された関係を持続するかぎり、それ自
身の駆動装置で駆動する事ができる。 第２図は、患者の脊椎骨６及び人体の隣接部分の表示
が示されている。一般に、ペンシルビームＢは患者の脊
椎骨を横断し、そして脊椎骨のいずれかの側のフレツシ
ユを通つて走査され、しかし成人患者４の外側境界を越
えては通過しない。側方から側方へ（例えばＸ−方向に
おいて）走査された総距離は典型的には５インチであ
り、頭からつま先へ（例えばＹ−方向において）典型的
には５インチである。 走査期間中、検出器５及び関連検出器７と８からの信
号はデジタル化されてコンピユータシステムに格納され
る。さらに以下に説明する方法を用いて、これらのデー
タからスキヤンパターンのそれぞれのポイントにおける
骨の比重を計算する事ができる。行データと計算された
骨の比重の両者は、当該技術分野でよく知られた装置の
１つのどれを用いてもイメージとして表示する事ができ
る。このようなイメージはＸ−イメージ又は放射線グラ
フと類似のものであろう。好ましい実施例において、コ
ンピユータシステム13はテレビシジヨンスクリーン上に
この方法で得られたイメージを表示する表示プロセツサ
として知られたデバイスの１つを含んでいる。表示プロ
セツサのようなデバイス又はレーザープリンタのような
他のコンピユーター周辺装置はデジタルデータからのイ
メージを表示するためのデバイスとして良く知られてい
る。 第３図は、システムの異なるコンポーネント間の関係
を示している骨の比重計の電気的ブロツク図である。き
らめき検出器５、７、８中のクリスタルに衝突するＸ−
線の光子は、光乗算検出管によつて電流に変換される光
学的放射を発生する。これらは順次にそれぞれの増幅器
30によつて増幅されて電圧値に変換される。増幅器の出
力は以下にさらに説明されるタイミング制御システム36
によつて制御される間、関連する積分器によつて積分さ
れる。 タイミング制御装置36は、Ｘ−線電力供給パルス装置
と信号積分器とに同期している。例えばHEL電圧がＸ−
線管に供給される直前に３つの積分器はゼロにリセツト
される。HELがＸ−線管へ供給されると放射線が放出さ
れて３つの積分器は信号を積分し始める。短時間後（典
型的には1/120sec）、タイミング制御装置は、放射線の
放射を終了させるためにHEL電圧レベルを終了させる。
これはただちにタイミング制御によつて発生される信号
によつて進行されてこのタイミング制御は検出信号の積
分を終了させ、積分器の出力をデジタル化するためにA/
Dコンバータを動作させ、そのデジタル値をコンピユー
タシステムに伝送する。次にタイミング信号の同様なシ
ーケンスは、次のLELパルスのために発生され、その
後、そのサイクルが反復される。 上記説明した機能に加えて、タイミング制御システム
36はまた、カリブレイシヨンデイスク12の回転周波数と
Ｘ−線パルス周波数が同時に固定される事を確実にする
ため、同期回路37を介してカリブレイシヨンデイスクモ
ータ12aを同期化する手段を提供し、その結果第５図に
示されたタイミング関係が保持される。好ましい実施例
におけるタイミング制御はまたＸ及びＹ方向モータ2a及
び2bを駆動し、かつＸ−線イメージの総べての走査線が
Ｘ−線パルスの位相と実際に同数となる事を確実にする
ステツピングモータコントローラ38へパルスシーケンス
を生成する。 コンピユータ13はステツピングモータコントローラ38
へ走査範囲指令を、かつシステムコントローラ36へ走査
開始指令を発生し、そしてオペレータに標準キーボード
手段によつて初期化し、走査しそしてラスタスキヤン動
作及びＸ−線の発生を終了させる事を許可する。それは
デジタル化された検出信号を記録し、ラスタスキヤンパ
ターンにおけるそれぞれの点の骨の比重を計算し、標準
のコンピユータ表示装置とテレビジヨンモニタを用い
て、得られたイメージを表示する。計算されて表示され
た骨の比重のハードコピー版はコンピユータへインター
フエースされる標準プリンタによつて得られる。 〔ビームサイズとスイツチング周波数〕 Ｘ−線ペンシルビームＢのスキヤンニングの間、HEL
とLELの間でＸ−線管の電圧は切り換えられる。側方か
ら側方へ患者を横断して連続的に走査するよう用いられ
る典型的なスピードは１インチ/secであり、そしてＸ−
線管駆動装置のための典型的なスイツチング周波数は60
サイクル/secである。この場合、１秒間の走査中に60HE
Lパルスと60LELパルスが交互に発生される。検出器５、
７と８からの信号はHELパルス及びLELパルスに対して分
離して記録される。１インチ/secのスキヤンスピードに
対して、１対のHELとLELの測定はペンシルビームによつ
て横断された1/60インチ（0.016インチ）すべてに対し
て形成される。 ペンシルビームＢの断面部は視準器３の開口によつて
決定されて典型的には１〜3mm（0.040〜0.120インチ）
であるから典型的にはビーム幅あたり2 1/2〜8HEL/LEL
パルス対が存在する。本発明の重要な特徴の１つは、ビ
ーム幅あたり少なくとも約１パルス対が存在する事であ
る。その結果、HEL測定中にペンシルビームによつて抽
出される人体の小領域は、1/120秒後測定されるLEL測定
によつて抽出される人体の小領域と基本的に同一であ
る。 〔積分検出器の用い方〕 前記Ｘ−線比重計の中で用いられる検出器は、きらめ
き検出器として知られているタイプのものであり、しか
しながら他のタイプの検出器の使用もまた可能である。
きらめき検出器は光倍率管に結合されるクリスタル材料
から形成されている。そのクリスタルはＸ−線放射を光
学的放射に変換しそして光倍率管は光学的放射を電気信
号へ変換する。Ｘ−線螢光スクリーンへ結合されるソリ
ツドステートホトダイオード、イオン化室、及び他の装
置が本発明において放射検出器として提供されてもよ
い。 ラジオアイソトピツクを用いるデユアルホートン骨比
重計において、きらめき検出器はまた放射検出器として
も用いられる。しかしながら、これらの装置において、
これらの検出器は個々のＸ−線ホートンを検出し、かつ
これらのホートンを高エネルギーホートンと低エネルギ
ーホートンに対応する２つの分離チヤンネルに分類す
る。個々に検出されたホートンのスペクトラム分析をす
るための要求は、アイソトピツク源が高エネルギー及び
低エネルギーホートンの両者を同時に放射するという事
実によつて命令される。 本発明において、使用されるきらめき検出器は、高エ
ネルギーと低エネルギーホートンが同時に放射されない
から、高と低エネルギーチヤンネルにホートンを分類す
る事によるスペクトラム分析作業を実用する必要がな
い。むしろHELとLEL電圧は交互に発生される。高エネル
ギーと低エネルギーホートンは、HELとLELパルスの継続
を個々に分離して積分されそしてそれにより異なる時点
で記録される。 むしろホートン計数検出器よりもエネルギー積分検出
器を使用する長所は、短時間内の患者スキヤンを終了す
る事が可能となるから、Ｘ−線比重計の重要な特徴であ
る。与えられた精度で骨の比重を測定するために、得ら
れたホートンの最小数値を検出する必要があり、これは
よく知られているように検出されたホートンの数の平方
根に測量の統計上の精度が関係しているからである。例
えば少なくとも50〜100×106のホートンが脊椎骨の骨の
比重測定において一般的に検出される。 本発明のＸ−線比重計は２〜５分のような少時間内に
測定走査をなしとげる。２分間で100×106のホートンの
オーダーを記録するために、１秒あたり１×106ホート
ンのオーダーを記録しなければならない。パルス計数検
出器よりもむしろエネルギー積分検出器を用いる事によ
り、Ｘ−線比重計は１×106ホートン／秒又はそれ以上
のホートンを放射量を記録できる。（エネルギー積分検
出器は100×106ホートン/secと同程度のホートンの放射
量を簡単に記録できる。）発生される高エネルギーと低
エネルギー信号とを測定する積分検出器と結合されたＸ
−線管の高と低電圧パルスの交互の使用は、短かい走査
時間をつくり出し、それは患者のより短かい本院とすば
らしい装備のよりよい使用を意味するから、本発明の重
要な特徴である。 〔検出器とアブソーバの関係〕 異なるアブソーバとともに２つの関連検出器を用いる
事によつて、Ｘ−線電流と現われた電圧の両者に生じる
小変化は主検出器からの信号とともに効果的にモニタさ
れる。主検出器がホートンを積分してHELパルスとLELパ
ルスに対する分離電圧を供給するように、関連検出器も
またHELパルスとLELパルスのそれぞれに対する分離関連
電圧を供給する。主検出器によつて記録されたHEL又はL
EL測定量のそれぞれは次のような方法に応じて補正され
る。 Ｐ1とＰ2を、Ｘ−線管電流と電圧の小変化にそれぞれ
相当する第１及び第２関連検出器によつて測定された出
力信号（HEL又はLELパルスから）の百分率変化としよ
う。Ｔ1とＴ2を、第１図にそれぞれ示された第１と第２
のアブソーバが吸収したのと同量分、HEL又はLELパルス
を減じる人体細胞の密度としよう。 主検出器信号の各々は人体密度Ｔ0に関係し、式 （Ｐ0−Ｐ1）＝（Ｐ2−Ｐ1）／（Ｔ2−Ｔ1）*（Ｔ0−Ｔ
1） によつて与えられるパーセンテージＰ0によつて補正さ
れる。（これは、測定された値Ｐ1とＰ2の間の直接フイ
ツトに対する式として認識することができる。）この補
正は、Ｘ−線管電流と電圧の両者における変化に対して
主検出器の測定量をおぎなうものである。この特徴は、
１人の患者の走査継続期間以上にＸ−線電力供給装置が
十分に安定していなければ骨の比重計算の精度を下げる
であろうＸ−線管電流と電圧の変動に対して、主検出器
の信号を補正する事を可能にする。電力供給装置が十分
に安定している場合、関連検出器の使用は省かれる。Ｘ
−線管電流と電圧の長期間変動はこれから説明されるカ
リブレイシヨンデイスクの使用によつて補償される。 〔カリブレイシヨンデイスク〕 第４図は、デイスクが回転するときに、ペンシルビー
ムＢを遮えぎるデイスクの周囲領域に搭載されたカリブ
レイシヨンデイスク12の平面図である。カリブレイシヨ
ンデイスクは高電圧電力供給装置のスイツチング周波数
と同期されている。好ましい実施例において、電力供給
装置は60Hzの主電力ライン周波数から分離されるHELとL
ELパルスを発生させる。この実施例において電力供給装
置によつて発生されるHELとLELパルスは第５図に示され
ている。１対のHELとLELパルスは1/60秒毎に発生され
る。 好ましい実施例において、カリブレイシヨンデイスク
は同期運転モータで駆動され、該同期運転モータは、実
際に30回転／秒の割合で回転しそして電力供給装置によ
つて発生されるHELとLELレベルに対応するデイスクの４
つの予め分けられた象限（第４図の符号Ｑ1、Ｑ2、Ｑ3
とＱ4）のような位相に調整される。特に象限１がペン
シルビームを遮断するとき電圧レベルはHEL、象限２が
ペンシルビームを遮断するとき電圧レベルはLEL、象限
３がビームを遮断するときは電圧レベルは再びHEL、そ
して最後に象限４がビームを遮断するとき電圧レベルは
再びLELとなる。カリブレイシヨンデイスクの象限とHEL
/LEL電圧パルスの間の望まれる同期が第５図に示されて
いる。 この好ましい実施例において、象限１と２の周辺部は
骨と類似するＸ−線減衰特性を有する材質から形成され
ている。両象限は、材料の１cm2あたり約1gに等しい量
の骨類似カリブレイシヨン材料15を実際に含んでいる。
その結果、主検出器によつて記録される他のHEL/LELパ
ルス対の総べてが、カリブレイシヨン用骨がＸ−線ビー
ムの内、外に回転されるときにカリブレイシヨン用骨の
一定密度によつて減少される。この方法によるカリブレ
イシヨンデイスクを使用して、測定量の４つの異なつた
タイプが主検出器から定期的に記録される。これらのタ
イプとこれらの省略法は１）HELとカリブレイシヨン用
骨がないもの（Ｈ）、２）LELとカリブレイシヨン用骨
がないもの（Ｌ）;3）カリブレイシヨン用骨を伴なうHE
L（HB）、そして４）カリブレイシヨン用骨を伴なうLEL
（LB）とする。Ｈ、Ｌ、HBとLB状態の測定の４グループ
が第５図に示されている。 カリブレイシヨンデイスクの付加的機能は何もない。
HELとLEL X−線ビームに対して異なるＸ−線の通過を発
生する付加的目的のために同じデイスクを使用する事を
可能にする。例えば、好ましい実施例において、HELビ
ームが銅の1mmでフイルタされるのに対してLELビームは
フイルタされないで残る。銅フイルタの目的は、HELビ
ームを減少するためであり、このHELビームは一般的に
は、組織において少ない減少を受けるという理由でLEL
ビームよりもかなり強度である。HELビームを減少する
事によつて患者に不必要なＸ−線を照射する事を回避す
る事が可能であり、そのために、最終的骨の測定の精度
に基本的に影響を及ぼすことなくより低い１回分の照射
とする事ができる。 第４図の好ましい実施例において、象限１と３は、HE
Lビームに対する銅20の一定厚さのシート型式の銅フイ
ルタを含みかつ象限２と４は、LELビームに対するフイ
ルタ（又は可能な他のフイルタ材料）を含んでいない。
異なるＸ−線フイルタ関係を発生するための回転する歯
車の使用は本発明の他の長所であるけれども、カリブレ
イシヨンデイスクの主目的は以下に説明されるように比
重計の連続的カリブレイシヨンを提供する事である。 〔骨の比重の計算〕 高精度で骨の比重を計算するために使用される方法
は、先の公知文献に説明されているようにデユアルホー
トンの吸収量に基づいている。（例えば、「非浸入型骨
のミネラル測定」Heinz W.Wahner,William L.Dunn,B.La
wrence Riggs著。原子核医学におけるセミナーVol.XII
I、No.3、1983参照）ここで説明されるＸ−線比重計
は、実物の骨の測定を正確にそして反復可能にするため
の確実な関係を得るようカリブレイシヨンデイスク骨類
似材料を使用する、既成の方法の変形を用いている。カ
リブレイシヨンデイスク測定は自動的かつ継続的に骨の
比重として計算された値を調整し、そしてこれにより、
患者の厚みによる相違に対応するようにＸ−線検出用電
子的又は他のシステムの変形においてどのような短かい
又は長い期間の放射に対しても調整する。 第６図は脊椎骨を横断する１つの伝達に対して「骨」
と「骨なし」パルス対両者に対する関数Ｆ＝ln（Ｌ）−
Ｋ＊ln（Ｈ）のプロツトを図式的に示している。このカ
リブレイシヨンにおいて脊椎骨に隣接するフレツシユ部
分のみを有する患者の少なくともいくつかの部分を横断
して伝達する事が重要である。（より正確であるために
上記定義された表記法を用いると、カリブレイシヨン用
骨のＦ、Ｆ（Ｂ）バージヨンはln（LB）−Ｋ＊ln（HB）
に等しく、カリブレイシヨン用骨ではない、Ｆ、Ｆ（H
B）バージヨンはln（Ｌ）−Ｋ＊ln（Ｈ）に等しい。）
これらの式において、シンボルlnは自然対数を示し、そ
して文字Ｋは、HELパルスの組織の減衰係数に対するLEL
パルスの組織の減衰係数の比と等しいものである。これ
らの式において、Ｆを計算するために用いられるＨ、
Ｌ、HBとLBの値は、関連検出器の測定から導出された補
正が適用された後の主検出器によつて測定されたＸ−線
ビーム減衰値である。このようにして適用された関連補
正は上記に説明されたＰ0に対する値によつて与えられ
る。 引用されたWahner et al.の公報は、患者を通過する
ビーム内に骨又は骨類似材料（又は他の高原子番号の材
料）が存在しないならば、関数Ｆ（Ｂ）とＦ（NB）の値
が一定になるだろうと説明している。これは、もしＫが
患者の厚さに独立してスキヤンラインを越えて一定であ
り、そして患者の厚さに基づくＫのどのような値でも測
定する事によつて把握できかつ関数Ｆを計算するための
Ｋの補正された値を用いる事ができるならば、実際に正
しい。第６図において、ビームが脊椎骨のそれぞれの側
にあるとき（つまり、骨なしのフレツシユを有する体の
部分を通過する場合）に得られた結果の一定値は、関数
Ｆ（Ｂ）と（Ｆ（NB）のプロツトそれぞれに対応するカ
リブレイシヨンベースラインと通常ベースラインとな
る。Ｘ−線ビームが脊椎骨を横断するとき、それぞれの
ベースラインレベル以上の関数Ｆの値の増大は、ビーム
通路内の骨又は骨類似材料の合計に正比例するように表
わされる。 第６図において、通常ベースラインとカリブレイシヨ
ンベースラインの間の分離値16は、骨のおのおのの側に
おけるフレツシユのみを有する体の部分を通過して形成
された測定に対するＦ（Ｂ）と（Ｆ（NB）の間の相違の
数値平均を見つける事によつて計算する事ができる。 この分離値は、カリブレイシヨンデイスク測定に用い
られる骨類似カリブレイシヨン材料の既知の比重に対し
て脊椎骨における骨測定量を直接的に調整するから、比
重計の操作における重要なパラメータとなる。それ故、
分離値は、Ｘ−線源ドリフト、異なる患者間の例えば患
者の厚みの変動及び他のシステムの変動に対して補正す
る。第６図において、例えば、H/L測定の特殊の組が脊
椎骨での2.46に等しいＦ値（第６図の17）に帰着し、そ
して、人体の隣接部分での平均分離値16が値1.23を有す
る。それで、Ｆ＝2.46である点での脊椎骨の骨比重は、
カリブレイシヨンデイスクに用いられる骨類似カリブレ
イシヨン材料の比重を（この例においては）実際に2.00
倍したものである。 カリブレイシヨン定数として分離値16を用いる事によ
り、脊椎骨の骨比重は、Ｘ−線ビーム又はカリブレイシ
ヨン用骨の精密な機械的位置を必要とせずに患者の完全
なる２次元ラスタスキヤンの間記録された総べての測定
対H/Lを用いて計算する事ができる。骨の比重値の得ら
れる２次元配列は、入手できるコンピユータ周辺装置を
用いてイメージとして表示される事ができる。 カリブレイシヨンを測定を形成するためのカリブレイ
シヨンを用いる事は、Ｘ−線比重計の調整上、実際に好
ましい方法である。カリブレイシヨン測定が骨の比重イ
メージにおける総べてのスキヤンラインに対して多数回
形成されるから、スキヤンパターンにおける骨の位置に
関係なく適当なカリブレイシヨンの保証が得られる。カ
リブレイシヨン測定を形成する他の手段が可能であり、
かつ本発明のより広い見方によつて包含される。例え
ば、もしペンシルビームがそれぞれのスキヤンラインの
終点又は始点又は総べてのスキヤンの満了時に休止を生
じるならば、骨類似材料の１片がビーム内へ内挿され調
整データが得られる。骨類似カリブレイシヨン材料が総
べての交互スキヤンラインのビームに選択的に内挿さす
る事ができる。他の実施例においては、少量のカリブレ
イシヨン材料は骨がない単なるフレツシユを有する患者
の部分の下方に配置される。 ベースラインがそれぞれのスキヤンラインに対して決
定され、そして骨の比重イメージが発生された後、それ
ぞれのスキヤンラインに対する脊椎骨の外側境界を自動
的に検出する事も重要である。これらのデータから有用
なパラメータの数を計算する事が可能である。例えば、
２つの予め定義されたスキヤンライン（通常、脊椎体の
固定された数に対応して脊椎骨測定のために選ばれる）
の間の骨比重値（g/cm2の単位で表わされる）の積分
は、全骨材料重量（ｇで表わされる）と呼ばれ、そして
しばしば引用されたパラメータの１つである。脊椎骨の
外側境界によつて定義されたように骨の領域によつて分
離された関心の総べての領域以上の骨の比重値の積分
は、平均された骨材料の比重（g/cm2と表わされる）の
範囲でありかつ他のしばしば引用されたパラメータであ
る。 個々のスキヤンラインに対するベースラインの値を定
義するための手段、骨の比重イメージにおける骨の範囲
を計算するための手段、及び骨の比重計算における他の
細部はよく知られており、本発明にとつて目新しいもの
ではない。骨類似カリブレイシヨン材料でＸ−線ビーム
を遮断するため及び単なるフレツシユを有する人体の部
分における２つのベースラインを計算するための手段
は、システムを調整するために大いに役立つ。 第７図は、脊椎骨の骨材料容量を計算するためにコン
ピユータシステム13によつて実行されるステツプを表わ
しているフロー図であり、一方、第7a図はカリブレイシ
ヨンのステツプを示しており、第７図、第7b図のブロツ
ク３は骨材料容量の計算のためのルーチンを示してい
る。 カリブレイシヨンステツプ３の間、プログラムはデー
タを調べて脊椎骨部分を形成するスキヤンにおいてどれ
がポイントで、どれがポイントでないかを決定する。言
いかえると、「フレツシユ」ポイントから「脊椎骨」ポ
イントを区別する。Ｆ（Ｎ）とＦ（NB）に対するそれぞ
れのスレツシユホールドをセツトする事によつて非常に
簡単にこれを調べ、そしてスレツシユホールドより大な
る総べての値を「脊椎骨」ポイントとしてかつスレツシ
ユホールドより小なる総べての値を「フレツシユ」ポイ
ントとして定義する。 そこでプログラムは、第６図に経過16として示されて
いる分離値ＳLを計算するためにフレツシユの上に横た
わつたＦ（Ｂ）ポイントからフレツシユの上に横たわつ
たＦ（NB）ポイントを差し引く。このように差引かれた
ポイントの対総べてにわたつて平均された分離値の平均
は、骨材料容量を目盛調整するため第７図のステツプ15
においてカリブレイシヨン定数として用いられる、第7b
図参照。もし分離値が２％、例えばある一日から他の一
日迄にＸ−線管ドリフトの理由で変化するならば、調整
されてない骨材料容量は２％変化するだろうが、目盛調
整された骨材料容量は一定値に保たれるだろう。 第７図に示されるステツプのほとんどは自明である
が、いくつかの付加的説明が役に立つ。ステツプ３にお
いて計算された分離値が「骨」に対するＦの値から差し
引かれた後、「骨」と「骨なし」に対するＦの値の間に
もはやいかなる差異も存在せず、Ｆの値のこれらの２組
は、骨のイメージを発生するために用いられるポイント
の数を２倍にする事によつて調べられる空間的分解を増
加するため一つの組に合併させてもよい（ステツプ４と
５）。 第７図において、第７図が脊椎骨の骨ミネラル比重を
測定するためのフローシーケンスを示しているから背骨
の椎骨本体の縁が発見される。他の骨のヒツプのような
骨の、測定のため、異なる縁の検出ルーチンが用いられ
るだろう。ステツプ８と９の間及びステツプ11と12の
間、オペレータはコンピユータによつて計算されたパラ
メータを修正しそして骨ミネラルイメージデイスプレイ
を見る事によりパラメータに訂正するための機会が与え
られる。ステツプ13において、オペレータはどの椎骨体
が骨ミネラル容量と骨ミネラル比重を計算するために用
いられるのに有効な領域に含まれるのか決定する。
材質の比重を測定するのに有効なＸ−線比重計である。
このような測定は例えば整骨療法を採用する事によって
患者が効果を受けるかどうかの判定をするために有益で
ある。本発明は、デユアルホートン吸収率測定とよばれ
る関連技術の改善である測定技術に利用する。デユアル
ホートン吸収率測定が２つの異なるホートン（photon;
光子）を発生するためにラジオアイソトピツク源の使用
に基づいているのに対して、本発明は２つの異なるエネ
ルギーの平行ビームを発生するために２つの異なる電圧
間で切換えられるＸ−線管を用いている。 Ｘ−線源は、骨の比重の測定のために使用される通常
のラジオアイソトピツク源の約100倍の放射線強度の放
射線を発生する事が可能である。もしＸ−線源が骨の比
重計にうまく組み入れられたならば、測定時における改
善・分析・正確さ、精度及び放射線を最小限定にする事
において効果があるだろう。骨の比重計におけるＸ−線
源を用いる事の従来の試みはすべて成功しているという
訳ではない。本発明の主要な目的は、有用な骨の比重計
の提供と、Ｘ−線源によつて発生される高放射線強度の
長所を採用する事による総べての重要なカテゴリにおけ
る改善された作業をなしとげる事である。 本発明は、Ｘ−線管と視準器とＸ−線管に供給する交
互の高及び低電圧レベルによつて動作する検出器の間の
定められた関係による２次元ラスタスキャンパターン内
で動かされるＸ−線管を使用する事によつて、この目的
を達成する。 Ｘ−線源によつて発生される高ホートン強度の光学的
長所を得るために、本発明は、骨の比重計にＸ−線管を
用いる事と関係するある問題を解決する。Ｘ−線源は、
ラジオアイソトピツク源より高強度であるけれども、そ
れらはまた、それらに供給される電圧と電流の変化によ
つて（放射が）が変化するから安定性がない。つけ加え
ると、ラジオアイソトピツク源は一般に単に少々のエネ
ルギーでホートンを発生するが、Ｘ−線管は広レンジの
エネルギーをもつホートンを発生する。 これら及びその他の問題は、１つのかわりの２つの関
連検出器例えば総べてのスキャンライン、好ましくは総
ての点上の多数の骨のカリブレイシヨン（calibration;
目盛調整）を生じるための手段及びラスタースキヤンに
おける積分検出器の使用を採用するシステムによつて満
足される。 本発明の重要な特徴は、骨の位置を決定しそして骨の
位置に近接して横たわる骨なし領域から生じたＸ−線デ
ータに基づいてシステムを目盛調整するカリブレイシヨ
ン技術にある。このようなカリブレイシヨンはＸ−線源
の放射を調整するだけでなく他の種々の、患者それぞれ
の体の厚さのバリエクシヨンのような見い出されるバリ
エイシヨンを調整する。 本発明の１つの局面に関して要約すると、骨の比重計
は、定められた位置に保持された患者の骨類似材料の比
重を測定するために提供され、電力供給手段を有するＸ
−線管、患者によつて減じられたＸ−線を検出するため
に患者の反対側に配置された検出手段、骨を有する患者
の部分及び単なるフレツシユ（骨なし物体）を有する近
接部分を効果的に露出するための手段、露出の方向内の
骨類似カリブレイシヨン物質を介して通過するビームを
発生するための手段、及び患者の骨の比重の表示を行な
うために検出手段の出力に応じて信号を発生する手段
（例えばＸ−線フイルムのような患者の写真であつて、
患者の骨の比重を表わすための骨の比重の分布又は計算
された値を表わすもの）、検出手段の出力を調整するた
めに単なるフレツシユを有する領域のカリブレイシヨン
物質によつて減少せられたＸ−線に基づいたデータに応
じて適用された信号発生手段、それによつて、患者の厚
さ及び他のシステムバリエイシヨンの相違に応じてＸ−
線管の放射の調整を可能にしている。 本発明の他の局面に関しては、例えば上記の特徴を有
する骨の比重計は、患者を通過するＸ−線のペンシルビ
ームを形成して監視するために配置されたペンシルビー
ム視準器及び視準器、Ｘ−線管、ペンシルビーム視準器
と患者に関連するＸ−Ｙラスタースキヤンに対応して駆
動されるより適用された検出手段と一列に並んで患者の
反対側に配置された検出手段をさらに含み、そして回転
手段は骨類似カリブレイシヨン手段を通過するようビー
ムを発生する。本発明のこの特徴に関しては、検出手段
の出力を目盛調整するために単なるフレツシユを有する
領域内のカリブレイシヨン物質によつて弱められたＸ−
線に基づくデータによつて、信号発生手段が制限される
事はない。 本発明の別の局面に関すると、骨の比重計は、本発明
の上記局面の両方の特徴を総合している。 本発明のこれらの局面の好適な実施例において、骨の
比重計の電力供給手段はＸ−線管に対して高と低の交互
の電圧レベルに応じるように適合され、つまりＸ−線
管、視準器及び検出器がスキヤン動作、並びにおよそ１
つのビーム巾に等しい間隙をペンシルビームが横断する
単時間の間に高と低レベルの少なくとも１対の発生が生
じるのに十分な高周波でＸ−線管へ高と低の交互電圧が
供給されるように視準器によつて生じられたビーム巾で
駆動される速度に関係して電圧の周波数をコントロール
する手段であり、好ましくは骨の比重計は60/secのオー
ダーレートの高と低のペアの電圧パルスを発生するよう
適用され、Ｘ−線管、視準器及び検出手段は１インチ/s
ecのオーダーレートで走査に応じて駆動されそして視準
器は直径約１〜3mm間のペンシルビームを発生し;X−線
ビームは、少なくも解像度の１ピクセルが横断される間
に等しい期間に対して１スキヤンパターンのスキヤンラ
インあたり少なくも１回、骨類似カリブレイシヨン物質
を通過し、好ましくはＸ−線ビームは、総べての高と低
電圧パルス対の持続している間、骨類似カリブレイシヨ
ン物質を通過し；検出手段は、解像度の１ピクセルによ
つてＸ−線スキヤンパターンが進行するよう要求された
時に関係する短時間以上にわたつて繰り返し検出された
信号を積分するようコントロールされる積分検出器から
形成され、好ましくはそれぞれの積分値をデイジタル値
に変換するために提供されるアナログ・デイジタルコン
バータとデイジタル信号の流れを処理する事によつて患
者の骨の比重の表示を生成するために提供されるデイジ
タルコンピュータ；及び異なるアブソーバーと共にそれ
ぞれ提供される少なくとも２つの関連検出器を有する関
連システムが提供され、この関連システムは、Ｘ−線管
電流及び電圧の両者の変化を補正するために適用され、
好ましくは該システムは、関連検出器によつて形成され
る信号の作用に基づいて実質的に検出された信号を補正
するよう適用されそして、２つの関連検出器において、
その関数は関連検出器の検出された信号によつて定義さ
れた実質的な直線である。 本発明は従来の装置に比べて骨の比重の測定をよりす
ばやくよりよい結果でよりよい正確さで測定できるよう
にする事を可能としている。ラジオアイソトピツク源を
用いていないので使用者は危険でかつ連邦の認可する規
則によつてきびしくコントロールされる放射性材料を取
り扱かつたり置き換えたりする必要がない。 図において、 第１図は好ましい実施例説明図であり、 第２図はスキヤンパターンが重ねられた患者の脊椎骨
を示しており、第2a図は好ましい実施例によつて使用さ
れるスキヤンパターンを示しており、一方第2b図は反対
のスキヤンパターンを示している。 第３図は好ましい実施例の電子的制御及び測定装置の
ブロツク図であり、 第４図は好ましい実施例に用いられるカリブレイシヨ
ンデイスクの平面図であり、 第５図は、「骨」と「骨なし」象限を有する同期がと
られたカリブレイシヨン歯車によつて修正されるように
Ｘ−線管を付勢する高エネルギーレベル（HEL）と低エ
ネルギーレベル（LEL）の位相の間発生される電圧レベ
ルの説明図である。 第６図は脊骨の単一横断に対する「骨」と「骨無し」
のパルス対から得られる機能のプロツトを示しており、
そして 第７図は脊椎骨の調査のためにコンピューターによつ
て実行されるカリブレイシヨンのフロー図である。 〔好ましい実施例の説明図〕 第１図はＸ−線比重計の基本構成を示している。Ｘ−
Ｙテーブル装置２上で移動されるＸ−線管１は、「高エ
ネルギ−レベル」（HEL）と「低エネルギ−レベル」（L
EL）と称される２つのレベルの間ですばやくその電圧出
力を交互に示すように設計された電力供給装置11によつ
て付勢される。HELは典型的には150キロボルトで、LEL
は典型的には75キロボルトである。Ｘ−線管によつて放
射されるＸ−線はペンシルビームＢを形成するために視
準器３によつて平行にされる。ペンシルビームは、電力
供給手段がHELとLELの間で切換えるレートに同期したレ
ートで回転するカリブレイシヨンデイスク12を通過す
る。カリブレイシヨンデイスクによつて動作される役割
は以下に詳細に説明されるだろう。 Ｘ−線ペンシルビームは、例えば骨粗鬆症の可能性の
存在のために調査下におかれる女性の成人患者を介して
通過しそして主放射線検出器５に到達する。主検出器５
と同様な様式である２つの関連検出器７と８もまた第１
図に示されている。２つの関連検出器７と８は、Ｘ−線
によつて放射される流出をモニタしかつＸ−線管電流と
電圧の変化に対して主検出器によつて測定された信号を
補正するために利用される情報を供給する。 関連検出器７と８は、２つのＸ−線アブソーバ９と10
の１つを通過した後のＸ−線管１からの放射を測定す
る。２つのアブソーバ９と10はやせている患者と太つた
患者それぞれのＸ−線の減少を表わす事ができるよう選
択された実質的に異なる厚さのものである。 異なるアブソーバとともに２つの関連検出器を用いる
事によつて、Ｘ−線管の電流と電圧の両者における変化
を同時にモニタする事が可能である。 この関連検出器の測定量は管の電流と電圧の変化を補
うために、主検出器５によつて測定された測定値を補正
するのに利用される。これらの補正がなされる方法は以
下に説明される。 Ｘ−線管１、視準器３、関連検出器７と８及びアブソ
ーバ９と10、カリブレイシヨンデイスク12、並びに主検
出器５は総べて主検出器５と関連検出器７と８からの時
間信号がデイジタル化されてコンピユータシステム13に
格納される間、人体を横切つてＸ−方向に機械的に継続
的に走査される。第１図における右から左又は在から右
へのそれぞれの走査後、全体装置はＸ−方向の移動を短
時間停止して第１図の平面外のＹ−方向に少量を指示す
る。これらの動作の結果、Ｘ−線ペンシルビームＢは第
２及び第2a図に示された矩形の走査パターン18を経過す
る。第2b図に平行四辺形パターン19として示される変形
矩形走査パターンは、人体の角部にある首又は大腿骨の
ような骨の測定にもまた利用されるだろう。 第１図は、患者テーブル20上に固定されて横たわる患
者を走査する期間の間のＸ−線源１と主検出器５の間の
固定された関係を示している。Ｘ−線管１、視準器３、
関連検出器７、８及びアブソーバ９、10及びカリブレイ
シヨンデイスク12はソースアセンブリ22と称せられる単
体アセンブリに一体として装荷されている。このアセン
ブリは、普通のＸ−Ｙテーブル２上の患者の下に順次に
装荷される。分離ステツピングモータとリードスクリユ
ーはＸ−方向とＹ−方向それぞれにＸ−Ｙテーブルを移
動するために用いられる。ステツピングモータと、リー
ドスクリユーは当技術分野においてよく知られた型式の
ものであり、図示されていない。 主検出器５は患者の上方に配置されて好ましい実施例
に示されるようにＣ−アーム21の手段によつてソースア
センブリ22に正確に固定され、その結果、Ｘ−線ペンシ
ルビームＢと主検出器５はまつたく走査と固定された関
係を有する。主検出器５は、異なる実施例においてＸ−
方向、Ｙ−方向のいずれか又は両方向に、ペンシルビー
ムＢと同様な固定された関係を持続するかぎり、それ自
身の駆動装置で駆動する事ができる。 第２図は、患者の脊椎骨６及び人体の隣接部分の表示
が示されている。一般に、ペンシルビームＢは患者の脊
椎骨を横断し、そして脊椎骨のいずれかの側のフレツシ
ユを通つて走査され、しかし成人患者４の外側境界を越
えては通過しない。側方から側方へ（例えばＸ−方向に
おいて）走査された総距離は典型的には５インチであ
り、頭からつま先へ（例えばＹ−方向において）典型的
には５インチである。 走査期間中、検出器５及び関連検出器７と８からの信
号はデジタル化されてコンピユータシステムに格納され
る。さらに以下に説明する方法を用いて、これらのデー
タからスキヤンパターンのそれぞれのポイントにおける
骨の比重を計算する事ができる。行データと計算された
骨の比重の両者は、当該技術分野でよく知られた装置の
１つのどれを用いてもイメージとして表示する事ができ
る。このようなイメージはＸ−イメージ又は放射線グラ
フと類似のものであろう。好ましい実施例において、コ
ンピユータシステム13はテレビシジヨンスクリーン上に
この方法で得られたイメージを表示する表示プロセツサ
として知られたデバイスの１つを含んでいる。表示プロ
セツサのようなデバイス又はレーザープリンタのような
他のコンピユーター周辺装置はデジタルデータからのイ
メージを表示するためのデバイスとして良く知られてい
る。 第３図は、システムの異なるコンポーネント間の関係
を示している骨の比重計の電気的ブロツク図である。き
らめき検出器５、７、８中のクリスタルに衝突するＸ−
線の光子は、光乗算検出管によつて電流に変換される光
学的放射を発生する。これらは順次にそれぞれの増幅器
30によつて増幅されて電圧値に変換される。増幅器の出
力は以下にさらに説明されるタイミング制御システム36
によつて制御される間、関連する積分器によつて積分さ
れる。 タイミング制御装置36は、Ｘ−線電力供給パルス装置
と信号積分器とに同期している。例えばHEL電圧がＸ−
線管に供給される直前に３つの積分器はゼロにリセツト
される。HELがＸ−線管へ供給されると放射線が放出さ
れて３つの積分器は信号を積分し始める。短時間後（典
型的には1/120sec）、タイミング制御装置は、放射線の
放射を終了させるためにHEL電圧レベルを終了させる。
これはただちにタイミング制御によつて発生される信号
によつて進行されてこのタイミング制御は検出信号の積
分を終了させ、積分器の出力をデジタル化するためにA/
Dコンバータを動作させ、そのデジタル値をコンピユー
タシステムに伝送する。次にタイミング信号の同様なシ
ーケンスは、次のLELパルスのために発生され、その
後、そのサイクルが反復される。 上記説明した機能に加えて、タイミング制御システム
36はまた、カリブレイシヨンデイスク12の回転周波数と
Ｘ−線パルス周波数が同時に固定される事を確実にする
ため、同期回路37を介してカリブレイシヨンデイスクモ
ータ12aを同期化する手段を提供し、その結果第５図に
示されたタイミング関係が保持される。好ましい実施例
におけるタイミング制御はまたＸ及びＹ方向モータ2a及
び2bを駆動し、かつＸ−線イメージの総べての走査線が
Ｘ−線パルスの位相と実際に同数となる事を確実にする
ステツピングモータコントローラ38へパルスシーケンス
を生成する。 コンピユータ13はステツピングモータコントローラ38
へ走査範囲指令を、かつシステムコントローラ36へ走査
開始指令を発生し、そしてオペレータに標準キーボード
手段によつて初期化し、走査しそしてラスタスキヤン動
作及びＸ−線の発生を終了させる事を許可する。それは
デジタル化された検出信号を記録し、ラスタスキヤンパ
ターンにおけるそれぞれの点の骨の比重を計算し、標準
のコンピユータ表示装置とテレビジヨンモニタを用い
て、得られたイメージを表示する。計算されて表示され
た骨の比重のハードコピー版はコンピユータへインター
フエースされる標準プリンタによつて得られる。 〔ビームサイズとスイツチング周波数〕 Ｘ−線ペンシルビームＢのスキヤンニングの間、HEL
とLELの間でＸ−線管の電圧は切り換えられる。側方か
ら側方へ患者を横断して連続的に走査するよう用いられ
る典型的なスピードは１インチ/secであり、そしてＸ−
線管駆動装置のための典型的なスイツチング周波数は60
サイクル/secである。この場合、１秒間の走査中に60HE
Lパルスと60LELパルスが交互に発生される。検出器５、
７と８からの信号はHELパルス及びLELパルスに対して分
離して記録される。１インチ/secのスキヤンスピードに
対して、１対のHELとLELの測定はペンシルビームによつ
て横断された1/60インチ（0.016インチ）すべてに対し
て形成される。 ペンシルビームＢの断面部は視準器３の開口によつて
決定されて典型的には１〜3mm（0.040〜0.120インチ）
であるから典型的にはビーム幅あたり2 1/2〜8HEL/LEL
パルス対が存在する。本発明の重要な特徴の１つは、ビ
ーム幅あたり少なくとも約１パルス対が存在する事であ
る。その結果、HEL測定中にペンシルビームによつて抽
出される人体の小領域は、1/120秒後測定されるLEL測定
によつて抽出される人体の小領域と基本的に同一であ
る。 〔積分検出器の用い方〕 前記Ｘ−線比重計の中で用いられる検出器は、きらめ
き検出器として知られているタイプのものであり、しか
しながら他のタイプの検出器の使用もまた可能である。
きらめき検出器は光倍率管に結合されるクリスタル材料
から形成されている。そのクリスタルはＸ−線放射を光
学的放射に変換しそして光倍率管は光学的放射を電気信
号へ変換する。Ｘ−線螢光スクリーンへ結合されるソリ
ツドステートホトダイオード、イオン化室、及び他の装
置が本発明において放射検出器として提供されてもよ
い。 ラジオアイソトピツクを用いるデユアルホートン骨比
重計において、きらめき検出器はまた放射検出器として
も用いられる。しかしながら、これらの装置において、
これらの検出器は個々のＸ−線ホートンを検出し、かつ
これらのホートンを高エネルギーホートンと低エネルギ
ーホートンに対応する２つの分離チヤンネルに分類す
る。個々に検出されたホートンのスペクトラム分析をす
るための要求は、アイソトピツク源が高エネルギー及び
低エネルギーホートンの両者を同時に放射するという事
実によつて命令される。 本発明において、使用されるきらめき検出器は、高エ
ネルギーと低エネルギーホートンが同時に放射されない
から、高と低エネルギーチヤンネルにホートンを分類す
る事によるスペクトラム分析作業を実用する必要がな
い。むしろHELとLEL電圧は交互に発生される。高エネル
ギーと低エネルギーホートンは、HELとLELパルスの継続
を個々に分離して積分されそしてそれにより異なる時点
で記録される。 むしろホートン計数検出器よりもエネルギー積分検出
器を使用する長所は、短時間内の患者スキヤンを終了す
る事が可能となるから、Ｘ−線比重計の重要な特徴であ
る。与えられた精度で骨の比重を測定するために、得ら
れたホートンの最小数値を検出する必要があり、これは
よく知られているように検出されたホートンの数の平方
根に測量の統計上の精度が関係しているからである。例
えば少なくとも50〜100×106のホートンが脊椎骨の骨の
比重測定において一般的に検出される。 本発明のＸ−線比重計は２〜５分のような少時間内に
測定走査をなしとげる。２分間で100×106のホートンの
オーダーを記録するために、１秒あたり１×106ホート
ンのオーダーを記録しなければならない。パルス計数検
出器よりもむしろエネルギー積分検出器を用いる事によ
り、Ｘ−線比重計は１×106ホートン／秒又はそれ以上
のホートンを放射量を記録できる。（エネルギー積分検
出器は100×106ホートン/secと同程度のホートンの放射
量を簡単に記録できる。）発生される高エネルギーと低
エネルギー信号とを測定する積分検出器と結合されたＸ
−線管の高と低電圧パルスの交互の使用は、短かい走査
時間をつくり出し、それは患者のより短かい本院とすば
らしい装備のよりよい使用を意味するから、本発明の重
要な特徴である。 〔検出器とアブソーバの関係〕 異なるアブソーバとともに２つの関連検出器を用いる
事によつて、Ｘ−線電流と現われた電圧の両者に生じる
小変化は主検出器からの信号とともに効果的にモニタさ
れる。主検出器がホートンを積分してHELパルスとLELパ
ルスに対する分離電圧を供給するように、関連検出器も
またHELパルスとLELパルスのそれぞれに対する分離関連
電圧を供給する。主検出器によつて記録されたHEL又はL
EL測定量のそれぞれは次のような方法に応じて補正され
る。 Ｐ1とＰ2を、Ｘ−線管電流と電圧の小変化にそれぞれ
相当する第１及び第２関連検出器によつて測定された出
力信号（HEL又はLELパルスから）の百分率変化としよ
う。Ｔ1とＴ2を、第１図にそれぞれ示された第１と第２
のアブソーバが吸収したのと同量分、HEL又はLELパルス
を減じる人体細胞の密度としよう。 主検出器信号の各々は人体密度Ｔ0に関係し、式 （Ｐ0−Ｐ1）＝（Ｐ2−Ｐ1）／（Ｔ2−Ｔ1）*（Ｔ0−Ｔ
1） によつて与えられるパーセンテージＰ0によつて補正さ
れる。（これは、測定された値Ｐ1とＰ2の間の直接フイ
ツトに対する式として認識することができる。）この補
正は、Ｘ−線管電流と電圧の両者における変化に対して
主検出器の測定量をおぎなうものである。この特徴は、
１人の患者の走査継続期間以上にＸ−線電力供給装置が
十分に安定していなければ骨の比重計算の精度を下げる
であろうＸ−線管電流と電圧の変動に対して、主検出器
の信号を補正する事を可能にする。電力供給装置が十分
に安定している場合、関連検出器の使用は省かれる。Ｘ
−線管電流と電圧の長期間変動はこれから説明されるカ
リブレイシヨンデイスクの使用によつて補償される。 〔カリブレイシヨンデイスク〕 第４図は、デイスクが回転するときに、ペンシルビー
ムＢを遮えぎるデイスクの周囲領域に搭載されたカリブ
レイシヨンデイスク12の平面図である。カリブレイシヨ
ンデイスクは高電圧電力供給装置のスイツチング周波数
と同期されている。好ましい実施例において、電力供給
装置は60Hzの主電力ライン周波数から分離されるHELとL
ELパルスを発生させる。この実施例において電力供給装
置によつて発生されるHELとLELパルスは第５図に示され
ている。１対のHELとLELパルスは1/60秒毎に発生され
る。 好ましい実施例において、カリブレイシヨンデイスク
は同期運転モータで駆動され、該同期運転モータは、実
際に30回転／秒の割合で回転しそして電力供給装置によ
つて発生されるHELとLELレベルに対応するデイスクの４
つの予め分けられた象限（第４図の符号Ｑ1、Ｑ2、Ｑ3
とＱ4）のような位相に調整される。特に象限１がペン
シルビームを遮断するとき電圧レベルはHEL、象限２が
ペンシルビームを遮断するとき電圧レベルはLEL、象限
３がビームを遮断するときは電圧レベルは再びHEL、そ
して最後に象限４がビームを遮断するとき電圧レベルは
再びLELとなる。カリブレイシヨンデイスクの象限とHEL
/LEL電圧パルスの間の望まれる同期が第５図に示されて
いる。 この好ましい実施例において、象限１と２の周辺部は
骨と類似するＸ−線減衰特性を有する材質から形成され
ている。両象限は、材料の１cm2あたり約1gに等しい量
の骨類似カリブレイシヨン材料15を実際に含んでいる。
その結果、主検出器によつて記録される他のHEL/LELパ
ルス対の総べてが、カリブレイシヨン用骨がＸ−線ビー
ムの内、外に回転されるときにカリブレイシヨン用骨の
一定密度によつて減少される。この方法によるカリブレ
イシヨンデイスクを使用して、測定量の４つの異なつた
タイプが主検出器から定期的に記録される。これらのタ
イプとこれらの省略法は１）HELとカリブレイシヨン用
骨がないもの（Ｈ）、２）LELとカリブレイシヨン用骨
がないもの（Ｌ）;3）カリブレイシヨン用骨を伴なうHE
L（HB）、そして４）カリブレイシヨン用骨を伴なうLEL
（LB）とする。Ｈ、Ｌ、HBとLB状態の測定の４グループ
が第５図に示されている。 カリブレイシヨンデイスクの付加的機能は何もない。
HELとLEL X−線ビームに対して異なるＸ−線の通過を発
生する付加的目的のために同じデイスクを使用する事を
可能にする。例えば、好ましい実施例において、HELビ
ームが銅の1mmでフイルタされるのに対してLELビームは
フイルタされないで残る。銅フイルタの目的は、HELビ
ームを減少するためであり、このHELビームは一般的に
は、組織において少ない減少を受けるという理由でLEL
ビームよりもかなり強度である。HELビームを減少する
事によつて患者に不必要なＸ−線を照射する事を回避す
る事が可能であり、そのために、最終的骨の測定の精度
に基本的に影響を及ぼすことなくより低い１回分の照射
とする事ができる。 第４図の好ましい実施例において、象限１と３は、HE
Lビームに対する銅20の一定厚さのシート型式の銅フイ
ルタを含みかつ象限２と４は、LELビームに対するフイ
ルタ（又は可能な他のフイルタ材料）を含んでいない。
異なるＸ−線フイルタ関係を発生するための回転する歯
車の使用は本発明の他の長所であるけれども、カリブレ
イシヨンデイスクの主目的は以下に説明されるように比
重計の連続的カリブレイシヨンを提供する事である。 〔骨の比重の計算〕 高精度で骨の比重を計算するために使用される方法
は、先の公知文献に説明されているようにデユアルホー
トンの吸収量に基づいている。（例えば、「非浸入型骨
のミネラル測定」Heinz W.Wahner,William L.Dunn,B.La
wrence Riggs著。原子核医学におけるセミナーVol.XII
I、No.3、1983参照）ここで説明されるＸ−線比重計
は、実物の骨の測定を正確にそして反復可能にするため
の確実な関係を得るようカリブレイシヨンデイスク骨類
似材料を使用する、既成の方法の変形を用いている。カ
リブレイシヨンデイスク測定は自動的かつ継続的に骨の
比重として計算された値を調整し、そしてこれにより、
患者の厚みによる相違に対応するようにＸ−線検出用電
子的又は他のシステムの変形においてどのような短かい
又は長い期間の放射に対しても調整する。 第６図は脊椎骨を横断する１つの伝達に対して「骨」
と「骨なし」パルス対両者に対する関数Ｆ＝ln（Ｌ）−
Ｋ＊ln（Ｈ）のプロツトを図式的に示している。このカ
リブレイシヨンにおいて脊椎骨に隣接するフレツシユ部
分のみを有する患者の少なくともいくつかの部分を横断
して伝達する事が重要である。（より正確であるために
上記定義された表記法を用いると、カリブレイシヨン用
骨のＦ、Ｆ（Ｂ）バージヨンはln（LB）−Ｋ＊ln（HB）
に等しく、カリブレイシヨン用骨ではない、Ｆ、Ｆ（H
B）バージヨンはln（Ｌ）−Ｋ＊ln（Ｈ）に等しい。）
これらの式において、シンボルlnは自然対数を示し、そ
して文字Ｋは、HELパルスの組織の減衰係数に対するLEL
パルスの組織の減衰係数の比と等しいものである。これ
らの式において、Ｆを計算するために用いられるＨ、
Ｌ、HBとLBの値は、関連検出器の測定から導出された補
正が適用された後の主検出器によつて測定されたＸ−線
ビーム減衰値である。このようにして適用された関連補
正は上記に説明されたＰ0に対する値によつて与えられ
る。 引用されたWahner et al.の公報は、患者を通過する
ビーム内に骨又は骨類似材料（又は他の高原子番号の材
料）が存在しないならば、関数Ｆ（Ｂ）とＦ（NB）の値
が一定になるだろうと説明している。これは、もしＫが
患者の厚さに独立してスキヤンラインを越えて一定であ
り、そして患者の厚さに基づくＫのどのような値でも測
定する事によつて把握できかつ関数Ｆを計算するための
Ｋの補正された値を用いる事ができるならば、実際に正
しい。第６図において、ビームが脊椎骨のそれぞれの側
にあるとき（つまり、骨なしのフレツシユを有する体の
部分を通過する場合）に得られた結果の一定値は、関数
Ｆ（Ｂ）と（Ｆ（NB）のプロツトそれぞれに対応するカ
リブレイシヨンベースラインと通常ベースラインとな
る。Ｘ−線ビームが脊椎骨を横断するとき、それぞれの
ベースラインレベル以上の関数Ｆの値の増大は、ビーム
通路内の骨又は骨類似材料の合計に正比例するように表
わされる。 第６図において、通常ベースラインとカリブレイシヨ
ンベースラインの間の分離値16は、骨のおのおのの側に
おけるフレツシユのみを有する体の部分を通過して形成
された測定に対するＦ（Ｂ）と（Ｆ（NB）の間の相違の
数値平均を見つける事によつて計算する事ができる。 この分離値は、カリブレイシヨンデイスク測定に用い
られる骨類似カリブレイシヨン材料の既知の比重に対し
て脊椎骨における骨測定量を直接的に調整するから、比
重計の操作における重要なパラメータとなる。それ故、
分離値は、Ｘ−線源ドリフト、異なる患者間の例えば患
者の厚みの変動及び他のシステムの変動に対して補正す
る。第６図において、例えば、H/L測定の特殊の組が脊
椎骨での2.46に等しいＦ値（第６図の17）に帰着し、そ
して、人体の隣接部分での平均分離値16が値1.23を有す
る。それで、Ｆ＝2.46である点での脊椎骨の骨比重は、
カリブレイシヨンデイスクに用いられる骨類似カリブレ
イシヨン材料の比重を（この例においては）実際に2.00
倍したものである。 カリブレイシヨン定数として分離値16を用いる事によ
り、脊椎骨の骨比重は、Ｘ−線ビーム又はカリブレイシ
ヨン用骨の精密な機械的位置を必要とせずに患者の完全
なる２次元ラスタスキヤンの間記録された総べての測定
対H/Lを用いて計算する事ができる。骨の比重値の得ら
れる２次元配列は、入手できるコンピユータ周辺装置を
用いてイメージとして表示される事ができる。 カリブレイシヨンを測定を形成するためのカリブレイ
シヨンを用いる事は、Ｘ−線比重計の調整上、実際に好
ましい方法である。カリブレイシヨン測定が骨の比重イ
メージにおける総べてのスキヤンラインに対して多数回
形成されるから、スキヤンパターンにおける骨の位置に
関係なく適当なカリブレイシヨンの保証が得られる。カ
リブレイシヨン測定を形成する他の手段が可能であり、
かつ本発明のより広い見方によつて包含される。例え
ば、もしペンシルビームがそれぞれのスキヤンラインの
終点又は始点又は総べてのスキヤンの満了時に休止を生
じるならば、骨類似材料の１片がビーム内へ内挿され調
整データが得られる。骨類似カリブレイシヨン材料が総
べての交互スキヤンラインのビームに選択的に内挿さす
る事ができる。他の実施例においては、少量のカリブレ
イシヨン材料は骨がない単なるフレツシユを有する患者
の部分の下方に配置される。 ベースラインがそれぞれのスキヤンラインに対して決
定され、そして骨の比重イメージが発生された後、それ
ぞれのスキヤンラインに対する脊椎骨の外側境界を自動
的に検出する事も重要である。これらのデータから有用
なパラメータの数を計算する事が可能である。例えば、
２つの予め定義されたスキヤンライン（通常、脊椎体の
固定された数に対応して脊椎骨測定のために選ばれる）
の間の骨比重値（g/cm2の単位で表わされる）の積分
は、全骨材料重量（ｇで表わされる）と呼ばれ、そして
しばしば引用されたパラメータの１つである。脊椎骨の
外側境界によつて定義されたように骨の領域によつて分
離された関心の総べての領域以上の骨の比重値の積分
は、平均された骨材料の比重（g/cm2と表わされる）の
範囲でありかつ他のしばしば引用されたパラメータであ
る。 個々のスキヤンラインに対するベースラインの値を定
義するための手段、骨の比重イメージにおける骨の範囲
を計算するための手段、及び骨の比重計算における他の
細部はよく知られており、本発明にとつて目新しいもの
ではない。骨類似カリブレイシヨン材料でＸ−線ビーム
を遮断するため及び単なるフレツシユを有する人体の部
分における２つのベースラインを計算するための手段
は、システムを調整するために大いに役立つ。 第７図は、脊椎骨の骨材料容量を計算するためにコン
ピユータシステム13によつて実行されるステツプを表わ
しているフロー図であり、一方、第7a図はカリブレイシ
ヨンのステツプを示しており、第７図、第7b図のブロツ
ク３は骨材料容量の計算のためのルーチンを示してい
る。 カリブレイシヨンステツプ３の間、プログラムはデー
タを調べて脊椎骨部分を形成するスキヤンにおいてどれ
がポイントで、どれがポイントでないかを決定する。言
いかえると、「フレツシユ」ポイントから「脊椎骨」ポ
イントを区別する。Ｆ（Ｎ）とＦ（NB）に対するそれぞ
れのスレツシユホールドをセツトする事によつて非常に
簡単にこれを調べ、そしてスレツシユホールドより大な
る総べての値を「脊椎骨」ポイントとしてかつスレツシ
ユホールドより小なる総べての値を「フレツシユ」ポイ
ントとして定義する。 そこでプログラムは、第６図に経過16として示されて
いる分離値ＳLを計算するためにフレツシユの上に横た
わつたＦ（Ｂ）ポイントからフレツシユの上に横たわつ
たＦ（NB）ポイントを差し引く。このように差引かれた
ポイントの対総べてにわたつて平均された分離値の平均
は、骨材料容量を目盛調整するため第７図のステツプ15
においてカリブレイシヨン定数として用いられる、第7b
図参照。もし分離値が２％、例えばある一日から他の一
日迄にＸ−線管ドリフトの理由で変化するならば、調整
されてない骨材料容量は２％変化するだろうが、目盛調
整された骨材料容量は一定値に保たれるだろう。 第７図に示されるステツプのほとんどは自明である
が、いくつかの付加的説明が役に立つ。ステツプ３にお
いて計算された分離値が「骨」に対するＦの値から差し
引かれた後、「骨」と「骨なし」に対するＦの値の間に
もはやいかなる差異も存在せず、Ｆの値のこれらの２組
は、骨のイメージを発生するために用いられるポイント
の数を２倍にする事によつて調べられる空間的分解を増
加するため一つの組に合併させてもよい（ステツプ４と
５）。 第７図において、第７図が脊椎骨の骨ミネラル比重を
測定するためのフローシーケンスを示しているから背骨
の椎骨本体の縁が発見される。他の骨のヒツプのような
骨の、測定のため、異なる縁の検出ルーチンが用いられ
るだろう。ステツプ８と９の間及びステツプ11と12の
間、オペレータはコンピユータによつて計算されたパラ
メータを修正しそして骨ミネラルイメージデイスプレイ
を見る事によりパラメータに訂正するための機会が与え
られる。ステツプ13において、オペレータはどの椎骨体
が骨ミネラル容量と骨ミネラル比重を計算するために用
いられるのに有効な領域に含まれるのか決定する。
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(56)参考文献 Ｍｅｄｉｃａｌ ａｎｄ Ｂｉｏｌｏ
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ｏｔｏｍｅｔｒｙ ｆｏｒ ｂｏｕｅ−
ｍｉｎｅｒａｌ Ｄｅｔｅｒｍｉｎａｔ
ｉｏｎｓ
Claims (1)
- (57)【特許請求の範囲】 １．患者位置に在る患者の骨比重のカリブレーションさ
れた測定値を提供するためのデュアルエネルギＸ−線骨
比重計において、 a.電力供給手段（11）によって電力が供給されて高エネ
ルギＸ−線及び低エネルギＸ−線を含むＸ−線を放射す
るＸ−線管（１）と、Ｘ−線をペンシルビーム（Ｂ）に
形成する視準器（３）とからなるソースアセンブリ（2
2）と、 b.視準器と整列して配置されて、ペンシルビームを受け
取るＸ−線検出手段（５）と、 c.患者位置の一方の側にソースアセンブリを、患者位置
の他方の側にＸ−線検出手段を、相互に一定の関係とな
るように支持するＣ型アームであって、２次元ラスター
スキャンパターンで患者位置と相対的に移動して、ペン
シルビームにより患者位置の所定の部位のスキャンニン
グを行うＣ型アームと、 d.ペンシルビームの経路に選択的に挿入されるカリブレ
ーション材料（12）と、 e.X−線検出手段に接続されるデジタルコンピュータで
あって、患者位置の所定の部位の画素のそれぞれについ
て、高エネルギＸ−線と低エネルギＸ−線のそれぞれ
の、 （ｉ） ペンシルビームをカリブレーション材料を通過
させてＸ−線検出手段に到達させた場合のカリブレーシ
ョン測定における第１のＸ−線測定値と、 （ii） ペンシルビームをカリブレーション材料を通過
せずに患者を通過させてＸ−線検出手段に到達させた場
合の患者測定における第２のＸ−線測定値と がＸ−線検出手段から供給され、該第１のＸ−線測定値
と第２のＸ−線測定値とを処理することによって、
（Ｉ）ペンシルビームでスキャンした患者の部位のＸ−
線像と、（II）患者の前記部位のうち少なくとも１個所
の指定部分の骨ミネラル比重の計算値とを生成し表示す
るコンピューターと から成り、少なくとも骨ミネラル比重計算値が、第１の
Ｘ−線測定値に基づいてカリブレーションされることを
特徴とするデュアルエネルギＸ−線骨比重計。 ２．請求項１記載のデュアルエネルギＸ−線骨比重計に
おいて、Ｘ−線管は、低エネルギＸ−線と高エネルギＸ
−線とを交互に放射することを特徴とするデュアルエネ
ルギＸ−線骨比重計。 ３．請求項１記載のデュアルエネルギＸ−線骨比重計に
おいて、ペンシルビームが患者を通過している間に、カ
リブレーション材料がペンシルビームの経路に挿入さ
れ、かつカリブレーション測定と患者測定とが時間的に
交互に実行されるようにしたことを特徴とするデュアル
エネルギＸ−線骨比重計。 ４．請求項１記載のデュアルエネルギＸ−線骨比重計に
おいて、Ｘ−線検出手段は積分検出器であり、かつ該骨
比重計は、Ｘ−線検出手段からの測定値をアナログ−デ
ジタル変換してコンピューターに供給するアナログ−デ
ジタル変換器（34）を備えていることを特徴とするデュ
アルエネルギＸ−線骨比重計。 ５．請求項１記載のデュアルエネルギＸ−線骨比重計に
おいて、該骨比重計は、アナログ−デジタル変換器とモ
ーターコントローラー（38）とを含み、 Ｘ−線管は、低エネルギＸ−線と高エネルギＸ−線とを
時間的に交互に放射するよう制御され、 カリブレーション材料は、ペンシルビームが患者を通過
している間にペンシルビームの経路に挿入され、かつカ
リブレーション測定と患者測定とが時間的に交互に実行
されるよう制御され、 Ｘ−線検出手段は積分検出器であり、該Ｘ−線検出手段
からの測定値をアナログ−デジタル変換器がデジタル信
号に変換してコンピューターに供給し、 モーターコントローラーは、コンピュータにより制御さ
れて、ペンシルビームが患者位置を順次スキャンニング
することができるように構成されている ことを特徴とするデュアルエネルギＸ−線骨比重計。
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