JP4177892B2 - 定量的放射線透過写真映像化のための装置 - Google Patents

Description

関連出願
本出願明細書は、以下のすべての出願がそれらの全体を引用することにより、本明細書に取り込まれている、１９９５年５月１１日出願の米国特許出願第０８／４３８，８００号の部分継続出願である、１９９５年６月６日出願の米国特許出願第０８／４６９，８９５号の部分継続出願である。
発明の背景
最近、患者の骨密度の測定を実施するための放射線学的検査機器の使用が継続的に増加している。特に骨粗鬆症の診断及び分析におけるこのような機器の使用が、医学界で優勢になってきた。骨粗鬆症は骨のミネラル含量の漸進的喪失又は骨格組織の萎縮を特徴とし、平均骨密度の対応する全身的減少をもたらす。このような症状は、高年婦人に一般的であり、骨折又は同様な骨に関連する障害の危険性を著しく増加させる。
骨密度の放射線学的測定のための現在利用できる方法は、レクチリニアの（rectilinear）走査方法を利用している。このような方法において、放射性核種線源又はｘ線管のような放射線源及び点（point）検出器が、ラスター様に患者の上を走査する。この走査が、患者の骨及び軟組織を透過する放射線ビームの、点から点の伝達によりもたらされた映像をもたらす。骨ミネラルの濃度の計算は、．．．．
最近のレクチリニア走査法は概括的に、その長い走査時間及び良好な立体的分解能の欠如により制約される。不良な立体的分解能は、高度に解剖学的な詳細を表示し、そして骨が占める走査面積の正確な測定を可能にするような映像を提供することができない。更に、高度な正確さ及び精密性を獲得するために、ｘ線源の発光（output）及び検出器の反応を詳しく監視しなければならない。
発明の要約
本発明に従う骨密度測定装置が、対象の身体を検査するために提供されている。１種類又は２種類のエネルギーのｘ線源が対象の身体に向けてｘ線放射のビームを照射する。放射線は検査される身体の全領域に適用される。シンチレーションスクリーンは対象の身体を透過するｘ線放射を受信し、受信したｘ線放射の立体強度パターンに比例した立体強度パターンをもつ可視的スペクトルの放射線を放射する。
次いで電荷連結装置（charge coupled debvice）（ＣＣＤ）がシンチレーションスクリーンから放射線を受信する。このＣＣＤセンサーが、シンチレーションスクリーンから放射される放射線の立体強度パターンの個別的電子的表示を発する。スクリーンとＣＣＤセンサーの間の焦点部品は、シンチレーションスクリーンの放射線をＣＣＤセンサー上に焦点を結ぶ。周囲の放射線がＣＣＤセンサーに達するのを予防するために、本態様は、シンチレーションスクリーンとＣＣＤセンサーの間の領域の回りにシェード又はフードを使用している。次いでＣＣＤコントローラーが、ＣＣＤセンサーにより発せられた電子的表示を処理し、そして対応する映像データを出力する。
２種の異なったエネルギーレベルのｘ線で、検査を実施することができるようにするために、２種の光子のｘ線源を使用する。この線源は、所望の時に一方のエネルギーレベルを除去するためのフィルター部品のついた、ｘ線管、又は放射性核種線源の可能性がある。２種のｘ線エネルギーレベルそれぞれを使用することにより回収された映像データの相関付けが、定量的な骨密度の情報を提供する。
シンチレーションスクリーンとＣＣＤセンサーの間の焦点部品（element）はレンズ又はファイバーオプチックの縮小機（reducer）の形態をとることができる。映像増幅器をＣＣＤセンサーと連結して使用することができる。映像増幅器は「接近タイプ」の映像ダイオード又は、ミクロチャンネルを基礎にした装置の可能性がある。それはまたＣＣＤに直接設置することができる。ＣＣＤコントローラーとともに使用される映像貯蔵装置は、データプロセッサーによるＣＣＤセンサーの出力信号の操作を可能にする。これは、２種の異なったエネルギーレベルのｘ線ビームを利用することによる、測定値の相関付けを伴う。該装置はまたｘ線透過線の計数（counting）を可能にする、より早いシャッター速度で操作できるように適応させることができる。これは、ある種の適用に有用なｘ線透過線のエネルギー測定値を提供する。
代替の態様においては、シンチレーションスクリーンからの放射線を受信しそして検出して、受信したｘ線ビームの立体強度パターンの電子的表示を発するために、無定形ケイ素からなる検出器を使用している。無定形ケイ素の検出器はＣＣＤ検出器と置き換えることができるか、あるいはそれはｘ線を直接受信するために使用することができる。
もう１つの好ましい態様において、本発明の機器は、２種のシンチレーションスクリーンを含み、それぞれがそれら自体の個々のＣＣＤ検出器又は無定型（アモルフアス・amorphous）ケイ素検出器と連結している。シンチレーターの一つは高エネルギーｘ線に反応性で、高エネルギーｘ線パターンの立体強度パターンの光学的映像を発する。その連結された検出器は映像を感知し、そして高エネルギーのｘ線パターンの電子的表示を発する。もう一方のシンチレーターは低エネルギーｘ線に反応性で、低エネルギーパターンの光学的映像を同時に発する。その連結された検出器は低エネルギーｘ線パターンの電子的表示を発する。データプロセッサーは、２種の異なったエネルギーレベルでのｘ線についての測定値の相関付けを実行する。
その他の好ましい態様は、電荷連結装置（ＣＣＤ）がシンチレーターに光学的に連結され、そして、インビボ（in vivo）でもインビトロ（in vitro）でも、身体の組織中に導入された放射性核種の立体強度分布を測定もしくは計数（count）する、映像化分光分析の装置及び方法に関する。十分な厚さのＣＣＤは、ある適用においてはシンチレーターの使用をせずに、ガンマ光線事象（events）を測定するために使用することができる。ＣＣＤは、通常２分未満内で、このような分布を正確に測定するに十分な分解能及び感受性を有する。１０と２，０００keVの間の範囲、そして好ましくは２０と６００keVの間の範囲のエネルギーを有する放射線を放出する線源を、腫瘍組織又はその他の適宜な病理的異常部に配達させる。
ＣＣＤは選択された時間内のガンマ線事象（events）の数を計数する（count）ことにより情報の「フレーム」を獲得する（acquire）。映像を提供するために付加又は集積された各フレーム又は一連のフレームを、散乱光線を実質的に減少又は除去するために、パルス高分析法（pulse height analysis）を使用してフィルターにかけることができる。パルス高分析法はまた、診断的に重要な情報を含有する、異なるエネルギーレベルを有する信号間を識別するためにも使用できる。この装置の識別及びエネルギー測定能はそれを種々の適用に適宜なものにさせている。
ｘ線映像化及び定量的分析を実施するために、光子刺激可能な蛍りん光体のような光学的貯蔵部品が、本明細書に記載の映像化領域検出器とともに使用することができる。本明細書中に記載の光学的貯蔵装置は、映像化及び／又は走査される対象を透過するｘ線を発するｘ線源を使用している。光学的貯蔵部品（element）は透過されたｘ線を収集し、そこで、収集された情報の立体的分布を、対象の密度分布と相関付ける。次いで貯蔵部品はレーザー又は強力な広帯（broadband）光源のような第二の光源により照射されて、貯蔵された光学的エネルギー分布の発生を導く。発射された光学的分布を、領域検出器により検出すると、対象の映像が得られる。これは、骨及び軟組織両者の映像化においてそして、特にデジタルの歯の放射線透過写真に対して、種々の適用を有する。
本発明のもう一つの好ましい態様は、２種のエネルギー映像化の適用の、ピクセル化されたフィルター構造物を加工する方法を提供する。この方法は、ｘ線映像化装置において２種の異なるエネルギーを同時に収集するための、領域検出器のついた薄いフィルムのフィルターを加工するための微細加工技術を使用する。これは特に、小さいピクセルサイズを有するＣＣＤのような、平板の検出器に十分適する。
【図面の簡単な説明】
図１は、本発明の映像化装置の透視図である。
図２は、ＣＣＤ又はその他の領域検出器への、シンチレーターからの映像データの焦点を合わせるためにレンズを使用している、骨密度測定器を略図で表している。
図３は、シンチレーションスクリーンから領域センサーへ、映像を配達するためにファイバーオプチックの縮小機を使用している、骨密度測定器を略図で表している。
図４は、ファイバーオプチック板を使用しているシンチレーションスクリーンの、もう１つの好ましい態様を示している。
図５は、貯蔵可能な領域センサーのピクセルアレイ（pixel array）の図である。
図６は、図２の骨密度測定器の、代替的な好ましい態様である。
図７は、図２の骨密度測定器の、もう１つの代替的な好ましい態様である。
図８は本発明の走査装置の透視図である。
図９はセンサーコントロール装置を示す切断略図である。
図１０は、発光（emission）及び透過（transmission）両者のの研究のために使用されるフレーム移動ＣＣＤを表す切断略図である。
図１１は発光及び透過両者の研究のための、ＣＣＤ映像化装置の切断略図である。
図１２は、本発明の映像化法を実施する際に使用される、工程のフローシークエンスを示している。
図１３は発光及び透過両者の研究のために使用できる、ＣＣＤ映像化システムの代替的態様である。
図１４Ａ及び図１４Ｂは組織の発光及び透過研究実施のための段階フローシークエンスを表している。
図１５は、２種のシンチレーションスクリーン及び２種の検出器（detector）を使用する、図２の骨密度測定器への、代替的な好ましい態様の略図である。
図１６は、図１５の骨密度測定器の代替的な好ましい態様の略図である。
図１７は図１６の骨密度測定器の変法の略図である。
図１８は、２種の無定型ケイ素の映像センサーを有する、図１５の骨密度測定器のもう一つの代替的な、好ましい態様の略図である。
図１９は、本発明の骨密度測定器の種々の態様とともに使用することができる、２種の無定型ケイ素の映像センサーを含む、代替的検出構造物の略図である。
図２０は、静的、走査的又は段階的映像化方法のための骨密度計のもう一つの好ましい態様である。
図２１Ａ−２１Ｃは、図２０の検出集合装置（assembly）のための代替的態様を示している。
図２２Ａ−２２Ｂは、走査的又は段階的映像化法を示している。
図２３は本発明に従う映像化装置のもう一つの好ましい態様である。
図２４は、本発明に従う、ｘ線映像化装置のもう一つの好ましい態様である。
図２５は本発明に従う、骨密度測定及び組織病巣映像化のために使用される検出構造物の略図である。
図２６は、デジタルの乳房放射線映像化及び定量分析のために、２種の、隙間を空けたアレイを使用している、本発明の好ましい態様である。
図２７は、それぞれの直線状アレイ中の映像化部品が患者及びｘ線源に対して異なった角度で配置されている、もう一つの好ましい態様を示している。
図２８は、多数の映像化部品が、３個以上の隙間を空けた直線状アレイを有する可能性がある、標準のｘ線フィルムのカセットのサイズに適合する大きなアレイ中に並べられている、好ましい態様を示している。
図２９は通常のファイバーオプチック板及びシンチレーターを使用する直線状アレイの切断図を示している。
図３０は、放射線源に対してアレイを並進させるための装置を示している。
図３１Ａ及び３１Ｂは、２段階の映像化シークエンスの過程を示している。
図３２は、アレイが線源に対して移動される、組織の連続的映像化又は走査のための装置を示している。
図３３Ａ及び３３Ｂは、本発明に従う、末梢部の（perifperal）走査ｘ線映像化装置の透視図及び上部切断図を示している。
図３４Ａ及び３４Ｂは、本発明に従う、末梢部走査機のもう一つの好ましい態様を示している。
図３５Ａ及び３５Ｂは、本発明に従う、２種のエネルギーのｘ線映像化のための微細加工されたフィルター装置の好ましい態様を示している。
図３５Ｃは、図３５Ａ及び３５Ｂで示されたフィルター装置の加工のための好ましい過程シークエンスを示している。
図３６Ａ及び３６Ｂは、光学的貯蔵部品を使用している、ｘ線映像化装置を示している。
図３７は貯蔵されたｘ線映像の検出のための光学的刺激装置を示している。
図３８Ａ及び３８Ｂは、光学的貯蔵部品（element）を使用している、ｘ線映像化のための、もう一つの好ましい態様を示している。
図３９は、デジタルの、歯の放射線図のための、光学的貯蔵部品を使用している、口内挿入物の部品の分解図である。
図４０Ａ及び４０Ｂは、貯蔵されたｘ線映像を検出するための光学的刺激装置のもう一つの好ましい態様を示している。
好ましい態様の詳細な説明
図１における、骨密度の研究を実施するための、本発明の好ましい態様は、検出器１０及び、ｘ線管１２又は、ガドリニウム−１５３のような放射線核種線源のどちらか、を使用している。検出器１０は、２次元の電荷−連結装置２４（ＣＣＤ）に光学的に連結しているシンチレート板２０を含んでなる。ＣＣＤは１個の小型の電子チップ中に集積された検出器の２次元のアレイである。シンチレート板２０とＣＣＤ２４の間の光学的連結は、光学的等級のレンズ２５により実施される。このようなレンズは、スクリーンからの適宜な光の収集のために、低いｆ−数（０．６−１．８）をもたねばならない。ＣＣＤの方向へ発光されたシンチレート板からの光線の収集率（Ｅ）は、等式：

［式中：
ｔ：レンズを通る光線の透過ファクター
ｍ：シンチレート板からＣＣＤへの拡大倍率
ｆ：レンズのｆ−数
である］
により計算することができる。
代替的方法では、シンチレート板とＣＣＤの間の光学的連結は、ファイバーオプチック縮小器（reducer）によって実施することできる。
図２に関して、骨密度計測器１０は、検査される対象１６の身体に向けてｘ線１４のビームを配達するような、ｘ線管１２を有する。該ｘ線管は、２種の異なったエネルギーレベルでｘ線を発光することができる。２種のエネルギーレベルは、後に考察するように、患者の２種の、別なｘ線映像を得るために使用される。図１に比較して、線源を患者の上に、そして検出器をテーブルの下に置くことができることに注目願いたい。
対象１６がｘ線エネルギーにより照射される時、対象１６に達するｘ線の一部は対象の身体により吸収され、その吸収量は、ｘ線が投射する骨又は組織の密度に依存する。ｘ線は概括的に直進するので、線源１２から身体より遠くに、対象の身体から出るｘ線エネルギーは、対象の身体の吸収の、従って、相対的な、組織及び骨格密度の立体的表示である。
対象の身体を透過するｘ線を受信するために、シンチレーションスクリーン２０を、ｘ線源１２から患者より遠くの側に設置している。該シンチレーションスクリーン２０は、ｘ線感受性の蛍光物質であり、そしてそれがｘ線エネルギーを受けると、可視光線を再発光する。シンチレーションスクリーンから発せられる放射線の立体的強度パターンは、スクリーン２０により受けられたｘ線の立体的強度パターンに比例する。従ってシンチレーションスクリーン２０は、シンチレーションスクリーン２０に到達するｘ線像に局部的に比例する、可視スペクトルにおいて、あるいは代替的に、紫外線、又は赤外線の近くにおいて映像を提供する。
レンズ２２はシンチレーションスクリーン２０とＣＣＤセンサー２４の間に設置される。ＣＣＤセンサー２４は、光子を電子に変換させ、それにより、受信した光学的映像の別々な（discrete）電子的表示を発する、近接して設置されたＭＯＳダイオードを使用している、光感受性のピクセルのアレイである。レンズ２２はシンチレーションスクリーンに面しそして、レンズ２２を通過して、ＣＣＤセンサー２４の表面上にシンチレーションスクリーン２０から発光される可視光線の焦点を結ぶ。周囲の光線がＣＣＤセンサーに達することを妨げるために、シンチレーションスクリーン２０とレンズ２２の間の領域を囲むシェードを、写真機の蛇腹（bellows）の形態で提供する。蛇腹２６のシェードはＣＣＤセンサー２４に達する映像信号の光学的ノイズのレベルを減少させる役目をはたす。
シンチレーションスクリーン２０はその上に照射されたｘ線の大部分を吸収するが、やはりいくらかは、スクリーン２０を透過して、シンチレーションスクリーン２０の光学的映像信号を妨害する可能性がある。ＣＣＤセンサーとのｘ線の直接的相互作用は、センサーにより検出される、光学的映像に「スノウ（snow）」効果をもたらす、非常に明るいピクセルを生成する。更に、ＣＣＤセンサーの長時間の直接的ｘ線照射は暗流（dark current）を増加させる可能性がある。これらの理由により、光学的等級の鉛ガラス又はアクリル鉛のフィルター２８を、シンチレーションスクリーン２０とレンズ２２の間に配置するか、あるいは代替的に、レンズとＣＣＤの間に設置する。鉛ガラスフィルター２０は、大部分の漂遊（stray）ｘ線を吸収して、それらがＣＣＤセンサー２４に達することを妨げる。散乱ｘ線がスクリーンに達することを妨げるために、患者とシンチレーションスクリーンの間に散乱抑制グリッド２９を使用している。
具体的な検査時に、対象１６はｘ線源１２とシンチレーションスクリーン２０の間に置かれる。次いでｘ線源を、具体的には１から５秒間の短時間、活性化する。ｘ線は対象１６の体内を差動的に透過しそして吸収されるので、それらはシンチレーションスクリーン２０と相互作用する。相互作用時に、スクリーン２０は電磁スペクトルの可視部の光線を発する。本態様においては、シンチレーションスクリーンはテルビウム活性化物質であり、５４０nmの領域の光線を発する。
シンチレーターから発せられた光線はレンズ２２によりＣＣＤセンサーに転送される。光線エネルギーはＣＣＤセンサー２４との相互作用時に、電子に変換され、それはＣＣＤセンサー２４の各ピクセル中に貯蔵される。本態様のＣＣＤセンサーは５１２×５１２のピクセルからなるが、このようなセンサーは多数の異なったサイズがある。ＣＣＤセンサーはシンチレーションスクリーンからの映像信号を「集積」し、その中で光学的映像を感知しそしてｘ線曝露時間中、電荷（charge）を貯蔵する。ｘ線曝露の終了後、ＣＣＤ２４の別個の表示をＣＣＤコントローラー３０により読み出す。ＣＣＤコントローラー３０はＣＣＤセンサー２４から映像表示をピクセル毎に読み取り、それをデジタルのアレイに組織化する。次いで、立体的位置及びｘ線強度を表すデジタルのアレイをメモリー又は映像貯蔵機３２に出力させる。映像貯蔵機３２から、映像処理法を実施するためにデータプロセッサー３４により映像にアクセスすることができる。陰極線管（ＣＲＴ）３６もまた、データプロセッサー３４による処理前もしくは後に映像を表示させることができるように設置されている。
フィルムスクリーンの放射線透過撮影のような、その他の通常の検出方法と異なり、ＣＣＤを基礎にした映像化は、透過されたｘ線強度及び、ＣＣＤの各ピクセル中に発せられた電荷（charge）の間の直線的、定量的な関係を与える。第一の高エネルギーｘ線曝露を獲得後、生成映像を映像貯蔵機３２中に貯蔵し、そして低エネルギーのｘ線ビームによる第２の曝露を、同一の位置にある対象１６で獲得する。この曝露中に、具体的には約７０kVpの低エネルギーｘ線ビームを、約１mAの管電流で使用される。管は４０kVpにおいて、そして約１４０kVpまで電子を加速させることができる。管の電圧及び電流はコンピューターメニューによりコントロールされていることに注意願いたい。次いで、低エネルギーのｘ線像を高エネルギー曝露により映像貯蔵機３２中に貯蔵する。各映像は軟組織及び骨を透過するｘ線の相対的透過性についての定量的情報を提供する。
両者の映像が得られたら、２種の光子の吸収測定法の比較処理法を応用して、ｘ線により走査されたこれらの身体の部位の定量的密度の測定値を計算する。短時間の間に、２種の異なったエネルギーレベルのｘ線により発せられた２種の映像の相関付けにより、恐らくｘ線管出力の不安定性により誘起された、体系的なピクセル毎の誤りの実質的な減少をもたらす。
本発明の本態様は、走査検出器に対し、領域検出器に関するので、密度測定検査に要する測定時間が著しく短縮される。検査される領域をレクチリニア様態で走査しないで、全領域を同時に照射しそして生成される映像を同時に処理する。具体的には、本発明の２種の光子法を使用する全過程はｘ線管の出力及び支持する電子機器の処理速度により、３０から６０秒継続する。
図３は図２のものの代替的態様を示している。本態様において、図２のｘ線管の線源１２は放射性核種の線源４０と置き換えられている。放射性核種線源はガドリニウム−１５３である。ガドリニウム−１５３は２種のエネルギー帯、４４keVの低エネルギー帯及び、１００keVの高エネルギー帯において光子を同時に発生する。このように、ガドリニウム線源は２種の光子放射線源である。２種の異なったエネルギーレベルからの映像を別々に得られるように、ｘ線フィルター４２を、光源４０と対象１６の間に設置する。本態様において、フィルター４２は銅又はＫ−エッジ（K-edge）のフィルターであり、そしてビームからのほとんどすべての低エネルギー（４４keV）の発光を排除する。フィルターの除去はビームをその２種のエネルギー性に回復させる。フィルター４２はｘ線ビームの線上で開閉することができる電磁シャッターとして設置されている。最初に、フィルターのシャッターを閉じて、高エネルギーの映像が得られ、その後、シャッターを開いて２種のエネルギービームを使用する映像が得られる。
両方の電子映像を貯蔵し、そして低エネルギー光子のみの透過を表す映像が、データプロセッサー３４により、２種のエネルギー映像から高エネルギー映像を電子工学的に差し引くことにより得られる。一旦両方の映像が得られたら、比較２種光子処理法を使用して定量的密度計算を実施する。
図３の態様の追加的特徴は、図２の態様のレンズ２２をファイバーオプチックの縮小器（reducer）４４で置き換えることである。ファイバーオプチック縮小器４４は堅く束ねた光学ファイバーの大きなアレイからなり、そしてシンチレートスクリーン２０からＣＣＤセンサー２４に導く、焦点を結ぶ装置である。ＣＣＤセンサー２４の付近で、多数のファイバーを融合させ、これにより個々のファイバー上に存在する信号をまとめる。その効果は、シンチレーションスクリーン２０における縮小器４４の入力から、ＣＣＤセンサー２４における縮小器出力への映像の圧縮である。このように、縮小器４４は焦点を合わせる領域にレンズを必要とせずに、シンチレートスクリーン２０からＣＣＤセンサー２４上に光の焦点を有効に結ぶ。
図３に共に示されているが、ファイバーオプチックの縮小器４４は放射性核種線源４０とともに使用する必要はない。どちらの部品も図２の配置に個々に置き換えることができる。しかし、２種の光子の識別能を提供するためには、ｘ線フィルター４２は放射性核種線源４０とともに使用せねばならない。しかし、パルス高度分析は図１０＆１１の態様と組み合わせて実施することができることに注目願いたい。
図４は、図２及び３のシンチレーションスクリーン２０に対する代替物を示している。図３により示された、スクリーン４８はシンチレートファイバーオプチック板である。その板４８はその板中を走るシンチレートファイバー５０からなるファイバーオプチックの面板である。ファイバーオプチック板は、本質的には図２のシンチレートスクリーン２０と同様にＣＣＤに対して光学的に裏内ちされているが、しかしファイバーオプチック板４８は、増加したｘ線停止能により、より大きい量子効率（quantum efficiency）を可能にする。
図５には、ＣＣＤセンサー２４のピクセルアレイが示されている。図５に示されているアレイは図示の目的で１０×１０のみであるが、実際のアレイは異なった次元である。アレイ中の各ピクセルは、アレイにより検出される全体的映像に貢献する、個々の光感受性の部品（element）である。本態様のＣＣＤセンサーの特徴は、ともに「集積貯蔵（binned）」されることができるセンサー２４のピクセルの性能である。ピクセルアレイの集積貯蔵（binning）は、ピクセルの群を組み合わせて「スーパーピクセル」を形成し、次に単一の画像エレメント（element）として認識される、センサー電子機器の性能を意味する。
電荷（charage）は、電荷読み取り時に、単一の電圧池中に、２種以上の隣接の電圧池に含有された電荷パケットを組み合わせることにより貯蔵される。連続的及び平行的集積貯蔵を組み合わせて、いずれの長方形の、溜池（wells）又は検出器部品（element）の群から２次元の集積貯蔵を実施することができる。
図５の集積貯蔵可能なアレイ中の黒線は、個々のピクセルが集まっているかもしれない場所を示している。例えば、４個の左側上部隅のピクセル５０はＣＣＤセンサー２４のコントロールにより一緒に集積貯蔵されてスーパーピクセルを形成することができる。次いでスーパーピクセルがＣＣＤ電子機器により単一のピクセルとして認識され、各ピクセル５０に達する光線強度は全スーパーピクセルの表面にわたり平均化される。このようにして、アレイの次元は電子的にコントロールすることが出来る。図５に認められるように、４個のピクセルの群が１０×１０のアレイ上に一緒に集積貯蔵される場合、全アレイの次元は５×５になる。ＣＣＤセンサー２４の集積貯蔵はピクセルアレイの分解能を減少させるが、ノイズの相対的百分率もまた減少され、これにより、信号対ノイズ比の改善をもたらす。
以下のｘ線データ獲得法は前記のものの代替物である。この方法において、映像は高エネルギーで得られ、ＣＣＤは通常の集積貯蔵されないモードで読み取られる。身体を透過する高エネルギービームの高い透過性により、身体からでるｘ線の影響は低エネルギービームのそれに比較すると高い。従って、もたらされる、１ＣＣＤピクセル当たりの電荷信号は比較的強い。この映像は高エネルギー映像として貯蔵される。また、この映像は興味のある領域の手動による選択により、又は自動エッジ検出により、測定されるべき骨の領域（area）を計算するために使用される。従って我々は、測定された骨の領域において、精度のより高い、高い分解能の映像の恩恵にあずかる。以前は、骨密度測定の精度及び正確性は次善の立体的分解能により、著しく制約されていた。低エネルギーにより得られる次の映像は、ピクセル集積貯蔵法により、例えば２×２ピクセル集積貯蔵を使用して読み取られる。身体を通過する低エネルギービームの透過性は高エネルギービームに比較して低い。従って、各ＣＣＤピクセル中の強い信号を記録するためには、放射線量を増加せねばならない。
代替的に、信号対ノイズ比を増加させそして放射線投与量を減少させるために、低エネルギーに対する集積貯蔵法を使用することができる。この２種のモードの獲得法は信号対ノイズ比を改善し、患者に対する放射線投与量を低下させるための、非常に強力な手段である。図２及び３に示された光学的部品（elements）の配置は好ましい態様を表すが、該装置の機能性は光学的透過のこのようなインラインの種類には依存しない。図６は、ＣＣＤセンサー２４がシンチレーションスクリーン２０に対してある角度で配置され、そして鏡５２がシンチレーションスクリーンによりＣＣＤセンサー２４の方向に与えられた放射線を反射させるために使用されている、光学的部品の代替的配置を示している。レンズ２２はＣＣＤセンサー２４と鏡５２の間に示され、ＣＣＤセンサー上に映像を結ぶ。しかし、シンチレーションスクリーンの映像の焦点合わせは、映像が鏡５２に到達する前もしくは後に実施することができる。実際、鏡自体がシンチレーションスクリーン２０からの映像の焦点を結ぶような形状を与えることができる。
図７は光学的単位部品（component）のその他の代替的配置を示している。図７では、対象１６をｘ線に透過性である支持台５４により吊している。支持台５４は対象１６をシンチレーションスクリーン２０の上方に、距離をおいて高く維持している。ｘ線がシンチレーションスクリーン２０に達すると、スクリーン２０はｘ線が入射される同一面から映像データを再放出する。鏡５２はここでは、ＣＣＤコントローラー３０により処理するためにレンズ２２を通って焦点を結ぶように映像を収集する、ＣＣＤセンサー２４に向けてこの映像を反射させるように整合配置されている。
図６の配置と同様に、シンチレーションスクリーン２０からの映像の焦点合わせは鏡５２により反射される前もしくは後に実施されることができるか、あるいは鏡５２自体により焦点を結ぶことができる。更に、前記のあらゆる、場合により使用される部品も、図５又は図７の配置に置き換えることができる。これは、ｘ線吸収スクリーン２８、散乱抑制グリッド、ファイバーオプチックの縮小器４４、及びファイバーオプチックの面板（faceplate）を含む。
ｘ線散乱を減少させ、そして電子制御により得られたｘ線像の動的範囲（dynamic range）を増加させるための、非常に有効な、放射線量効率のよい方法は、スリット走査法である。この方法においては、ｘ線の扇形のビームを患者の上で走査させ、そして検出器の線状のアレイを透過放射線の検出に使用する。具体的な適用においては、検出器の長さが、１回の通過でカバーすることができるように、領域の幅を制限する。更に、検出の線を形成するために、多数の小さい直線状ＣＣＤ又は光学ダイオードのアレイを使用する。これにより、むしろ複雑な検出集合装置をもたらす。検出装置の冷却が必要な場合は、このような広がった検出器を完成することは困難である。電子的増幅器を使用することによる映像の増幅もまた困難で、非常に高価なものになる。
２種のエネルギーの骨密度測定に対する代替的態様は、直線状ＣＣＤ又は光学ダイオードのアレイを使用せずに、スリット走査幾何学の利点を利用する。この方法は図８に略図で示されている。領域ＣＣＤセンサー６４を線から領域のファイバーオプチックの変換器６２と連結して使用している。この変換器は軸の物質よりもより低い屈折率のクラッドを有する、柔軟な又は硬い光学ファイバーから製造することができる。図８に示されるように、ＣＣＤ６４は多数の列（rows）に分割されそして、ファイバーオプチックのリボンを各列に光学的に連結するか又は接着されている。変換器６２へのＣＣＤ６４の連結は、その他の態様に関連して記載された種々の装置を使用して達成することができる。あるファイバーから他のファイバーに光が横断することを防ぐために、壁外吸収物質（extramural absorber）を使用することができる。各リボンのもう一方の端は縦に並べて直線状のセンサーを形成する。直線状のセンサー（入力端）の前に、テルビウムにより活性化されたガドリニウムオキシスルフィド（ＧＯＳ：Ｔｂ）のような、ｘ線変換シンチレーター６０を使用している。代替的には、より高いエネルギーにおける改善された量子効率のためには、シンチレート用ファイバーオプチックの板を使用することができる。非常に小型の領域検出器を有する直線状ｘ線センサーを、スリット走査態様で使用する。
この種類の典型的な直線状検出器は、スリットの長さに沿って縦に並んだ数本のリボン及び、検出器スリットの幅にわたる１本から複数本のリボン、を含んでなる。
具体的な例において、各ピクセルが２０×２０ミクロンの面積をもつ５１２×５１２のピクセルＣＣＤを考え願いたい。直径６０ミクロンの個々のファイバーを有するファイバーオプチックの束をこの態様に使用する。ＣＣＤ上で、各ファイバーは約３×３ピクセルの面積をカバーするであろう。各ピクセルとファイバーの間の完全な整合が望ましいがこの適用には重要ではない。ファイバーを固く充填すると、ＣＣＤの全面積をカバーする、１７０×１７０アレイ又は、合計２９，１２７本のファイバーをもたらすであろう。ファイバーの各リボンは、１７０本のファイバーからなり、そしてＣＣＤ上の約５１２×３ピクセルをカバーする１本の列に対応する。ＣＣＤから出るすべてのリボンが縦に並べられると、直線状のセンサーは約１７５cmの長さになるであろう。代替的に、リボンは少数を縦に並べ、スリットの幅にわたり少数を配置することができる。前記のＣＣＤを使用することにより、１５．３cmの直線状の検出器を、縦に並んだ約１５本のリボンで製造し、それによりＣＣＤの面積の小部分のみを使用することができる。
リボンを１５の群に積み重ね（ＣＣＤの１列当たり１本のリボン）、それにより、光学的にｘ線シンチレーターに連結された２，５５０×１１のファイバーのアレイからなる疑似直線状の検出器を製造することにより、ＣＣＤの全面積を使用することができる。このスリット検出器の次元は１．０cm²の全感知面積をもって、１５３×０．６６mmであろう。スリットの全感知面積はＣＣＤの全面積と大体等しくなければならず、そしてファイバーオプチックの出力の直線の次元はＣＣＤの直線次元と大体同様でなければならないことに注目することは重要である。より広い又はより長いスリットは出力端においてより大きい面積をもたらすであろう。この場合、より大きいＣＣＤ又はファイバーオプチックの変換器とＣＣＤの間に光学的に接着されたファイバーオプチックの縮小器を使用することができる。代替的に、変換器自体をＣＣＤのサイズに合うようにそぎ取る（taper）ことができる。より高い立体的分解能のために、ファイバーオプチックの変換器は、より小さい直径（５−６ミクロン）の光学ファイバーで製造される。
ある非常に詳細な、低量の適用のために、より高い信号の増幅が必要な場合には、近くに焦点を合わせた映像増幅器を、ファイバーオプチックのテーパーとＣＣＤの間、又はファイバーオプチックの変換器とファイバーオプチックのテーパーの間に光学的に接着することができる。映像増幅器は、両者とも市販されている、近接ダイオードタイプでもミクロチャンネルの平板装置でもよい。代替的には、一般的に「増幅（intensified）ＣＣＤ」と称される、ＣＣＤと増幅器の集積装置を使用することができる。もう１つの方法は、ファイバーオプチックの変換器の出力面と増幅もしくは非増幅ＣＣＤとの間のレンズ連結を使用することである。
ＣＣＤの冷却は熱電子冷却機により容易に達成することができる。冷却は、非常に強いコントラストの分解能が必要で、映像獲得時間が比較的長い場合にのみ必要とされる。ＣＣＤは５００kHx（５×１０⁵ピクセル／秒）で読み出される場合は、対象の１５０mm×１５０mmの面積を約１１４秒間（約２分間）で走査することができる。より早い走査は、ＣＣＤの読み取り速度を増加させることにより達成することができる。
代替的には、より早い走査には、図１０に示されたもののようなフレーム移動ＣＣＤを使用することができる。本装置は、感知のためではなく、貯蔵のためにその感知面積の半分を使用する。このようにして、感知領域９１から貯蔵領域９３への映像の移動を、数ミリ秒間で達成する。５１２×５１２のＣＣＤと同様な配置の、１２８×１２８又は６４×６４部品（element）のようなより小さいＣＣＤを、この目的に使用することができよう。更に、より大きな面積のＣＣＤをこの目的に使用することもできる。ピクセルの集積貯蔵は前記のように、この検出方法において適用することができる。ガドリニウム−１５３（Ｇｄ−１５３）線源を、前節で記載したように、ｘ線管の代わりに使用することができる。Ｇｄ−１５３線源は小さなペレットか又は、検出器の長いディメンション（dimension）と平行な、コリメート（collimated）線源である。
線から面への変換設計は、ｘ線ビームの直接的経路からＣＣＤを除去させ、それにより、ＣＣＤを直接的ｘ線相互作用から容易に遮蔽させ得る。これはＣＣＤの有効寿命を延長させ、そして、ｘ線の、センサーとの直接的相互作用によりもたらされる「スノウ（snow）」効果を軽減させる。更にこの方法は、レンズ又はファイバーオプチックのテーパー（taper）よりもシンチレーターとＣＣＤとの間のより大きい光線移動効率を可能にする。ピクセル集積貯蔵法は、オペレーターが、ｘ線ビーム又は検出器のコリメーターのどちらにも機械的な変更をせずに、所望の立体的分解能及びコントラストを選択することを可能にすることに注目願いたい。分解能及びコントラストを決定する検出器のピクセルサイズは、コンピューターからのコマンドによりコントロールすることができる。このｘ線の映像化様式は、患者の大きさ、及び医学的病歴により、走査を最適にするために非常に有効に使用することができる。
代替的方法は、定量的ｘ線放射線透過写真に対する、改良されたレクチリニアの走査法を提供する。この態様においては、シンチレーターに光学的に連結された２次元のＣＣＤをレクチリニアの走査モードにおけるｘ線の検出器として使用する。ＣＣＤは全面フレームでもフレーム移動装置でもよい。フレーム移動ＣＣＤは、より早いデータ走査及び獲得を可能にするであろう。
ＣＣＤシンチレーター集合装置は該装置の性能に極めて重要である。ＣＣＤと、ガドリニウムオキシスルフィドのような多結晶質のシンチレーターの直接的光学的接着は可能であるが、この方法は、ＣＣＤを直接的なｘ線相互作用から遮蔽するには有効ではない。層の厚さが増加されると、ｘ線像の立体的分解能は光の散乱により劣化する。多結晶質のシンチレーターとＣＣＤの間にシンチレート用ファイバーオプチック板を使用すると、この問題の解決を与える。
シンチレート用ファイバーオプチック板はｘ線又はＵ．Ｖ．光線をおよそ５５０nmに頂点の発光を有する緑色光線に変換するように設計されたファイバーオプチックの面板である。この面板は個々のファイバー間の光線の拡散を防止するために壁外吸収物質で製造されている。シンチレート用ファイバーオプチック板の領域はＣＣＤを完全に覆わなければならない。望ましい厚さは、ｘ線のエネルギーに依存する。５から１０mmの厚さが好ましいが、より薄い板でもより厚い板でも使用できる。１０mm又は２０mmのような非常に厚いシンチレート用ファイバーオプチックの板の使用は、本質的にＣＣＤとのどんな望ましくない直接的ｘ線の相互作用をも排除するであろう。シンチレート用ファイバーオプチック板はまた、薄層の蛍りん光体なしで使用することができる。しかし、二者の組み合わせが患者に対する放射線量を減少させて、より良い質の映像を与えるであろう。代替的には、従来のファイバーオプチック板を当該シンチレート用ファイバーオプチック板への基材として使用することができる。ファイバーオプチックに対する多結晶質の蛍りん光体の光学的連結は、直接的メッキ法（deposition）又は光学的接着法を使用して実施することができる。
代替的方法において、曲がったファイバーオプチックの束を、シンチレーターとＣＣＤの間に使用することができる。曲がった束の形態が、外来のｘ線からＣＣＤを非常に有効に遮蔽させる。ＣＣＤとファイバーオプチックの変換器の間のレンズによる連結もまた使用できる。感受性改善のために、近接焦点映像増幅器、映像ダイオード又はミクロチャンネル板を、ファイバーオプチックの入射端において、又はファイバーオプチック束とＣＣＤの間に使用することができる。好ましい方法は、入射端において増幅器を使用することである。シンチレーターは、増幅器の入射部に光学的に接着できるかあるいは、シンチレート用ファイバーオプチックの入射板を有する増幅器を使用することができる。
ｘ線管は検出器の付いたＣ−アームの配置に整合して並んでいる（aligned）。ｘ線ビームは検出器板においておよそ１×１cmの、検出器面積とほぼ一致する。ｘ線が患者を透過する際、幾らか（２０％−６０％）が、可視光線をもたらす一次多結晶質シンチレーターにより吸収される。この光線が、ＣＣＤの方向にある光学的に透過性のファイバーオプチックの面板を透過する。一次シンチレーターと相互反応しないｘ線はファイバーオプチック面板により吸収されるであろう。シンチレート用ファイバーオプチックの面板を使用する場合は、これらのｘ線はファイバーにより吸収され、従って更なるシンチレーションをもたらすであろう。従って、シンチレート用ファイバーオプチック板は、光線伝導装置、ｘ線遮蔽物、二次的ｘ線検出器及びｘ線信号増幅器として働く。
ｘ線誘導光線のＣＣＤの光感受性面との相互作用により、シンチレーター中のｘ線の相互作用件数に比例する電子電荷（charge）が発せられる。次いでＣＣＤ上に集積された電荷が読み取られる。しかし、このレクチリニア（rectilinear）走査法においては、各ＣＣＤ読み取りは、全映像の小セグメント（segment）、およそ１平方センチメートルに対応するであろう。従って、全映像は、各映像セグメントの立体的合計により取得される。例えば、１５×１５cmの面積がカバーされ、センサー面積が１．０×１．０cmである場合は、１５²（２２５）のセグメントが得られそして合成されねばならない。５００kHzで操作される５１２×５１２ピクセルのＣＣＤは０．５秒で各セグメントを読み出し、約２cm/１秒の走査速度では、全走査に約２分を要するであろう。走査スピート及びＣＣＤの読みだし速度の両者を増加させることにより、より早い走査が得られる。
２種のエネルギーの走査は、集積貯蔵しない場合の高い管電圧（potential）、具体的には１３０kVpにおける全面積の最初の走査により、そして次に、集積貯蔵する（binning）場合の低い管電圧、具体的には約７０kVpにおける走査を繰り返すことにより、獲得されるであろう。前記のように、自動スライド機構が、高エネルギービームに対しては高いアルミナムフィルター作用そして、低エネルギービームに対しては、低いフィルター作用をもたらす。各エネルギーレベルの映像は、その後の２種の光子分析のためにコンピューター中に保存される。精度の改善を伴うピクセル集積貯蔵による取得は、両エネルギーにおいて可能であろう。両者の高エネルギー及び低エネルギー映像が同様に集積貯蔵される場合、もたらされる映像の間に厳密な相関がもたらされる。次に、走査される対象の輪郭を確認するために、第３の高エネルギー−高分解映像を使用することができる。シャッターの付いたガドリニウム同位元素線源を使用することができることに注目願いたい。
代替的に、管のエネルギーレベルは、取得の各セグメントに対して低エネルギーから高エネルギーへ切り替えることができ、そして高及び低エネルギーを表す各セグメントはその後の分析のために保存される。
代替的方法は、スクリーンからＣＣＤセンサーへの光線増幅を使用する。この方法では、静電気により焦点を合わせた映像増幅機（図２）を、シンチレート板の代わりに一次的検出器として使用する。この増幅器は好ましくは、およそ１５cmの直径及び０．３−０．５min.の厚さを有するヨウ化セシウムインプット（input）蛍りん光体を使用している。映像増幅器管の高い電圧は、通常の値のおよそ半分に減少させることができる。映像増幅器加速電圧の減少は、映像の対比性及び、装置の動的範囲の改善に貢献するであろう。ＣＣＤセンサーは約１：１．０のｆ−数をもつ堅牢な（fast）レンズにより、映像増幅器のアウトプット蛍りん光体に光学的に連結されている。高度の信号増幅により、ＣＣＤの冷却は本質的ではないが、非常に低い熱によるノイズレベルが望ましい場合はそれを使用することができる。増幅器の使用は、より低いノイズの動態を有するＣＣＤの使用を可能にし、それにより、経費及び機器の複雑さを軽減させる。
理想的には、検出された信号は散乱相互作用なしに、身体を透過してきたｘ線によりもたらされる。大量の散乱事象（events）の検出により、非直線性及び、動的範囲の減少をもたらすであろう。散乱の有効な抑制は、面積の小さい、具体的には１０cm×１０cmの視野を使用し、そして患者とシンチレート板との間に大気の隙間（約２０cm）を使用することにより達成される。代替的には、小面積の視野を、直線の又は交叉された散乱予防グリッドと組み合わせて使用することができる。
ｘ線管電圧及び電流のあらゆる不安定性に対する自動的代償の方法を提供するために、内部機器安定性コントロール装置を取り込んできた。安定性コントロール装置は、記載されたすべての方法の操作に必須ではないが、骨密度の測定において、より良い信頼性及び精度をもたらす。提唱された装置の略図を図９に示す。ｘ線管１２のアウトプットを、管窓の近辺の主要ビーム口８０に隣接する、２次ｘ線ビーム口７８に置かれた一対のｘ線センサー７０により監視される。センサーはシリコンダイオード、カドミウムテルライド放射線センサー又はその他のあらゆるソリッドステートのｘ線センサーにすることができる。代替的には、一対の小型の光線倍率機−シンチレーター又は、光学ダイオードのシンチレーター集合装置を使用することができるかもしれない。両者の検出器は電荷集積モードで操作され、そして検出された信号は各エネルギーに対して全走査期間にわたり時間の関数として連続的に監視される。この時間により変化する信号はデジタル化され、コンピューターのメモリー中に保存される。エネルギーによる二次的ビームのフィルター作用の変化は、それが同様なフィルターの変化機構によりコントロールされているので、主ビームの変化と同様である。図１２に関連して更に記載されるように、センサー装置は、検出された情報を正常化させるか、あるいは光源の発射の望まれない変動を予防又は減少させるようにｘ線源の操作をコントロールするために使用することができる。
平均の厚さの軟組織を刺激するために、あるセンサー７０の前に、ある量のメタクリル酸ポリメチル８６を置く。他のセンサー７０の前には、骨髄又は大腿骨中で遭遇するものと等量の、ある量の骨類似物質８４を置く。種々のヒドロキシアパタイト−エポキシ混合物が、ｘ線映像化における骨刺激のために市販されている。従って、この態様においては、骨の既知の標準密度及び、軟組織と同等な厚さ、を有する二次検出装置が提供される。
各センサー７０からの信号は、走査中の時間の関数として、骨の内部の標準の密度を計算するために使用することができる。この標準の一定の密度からのずれは、ｘ線発光のエネルギー又は強度のいずれかの変化による。患者の走査時に計算された骨密度の各値は、骨の標準の計算値に対応する。従って、一対の高エネルギー及び低エネルギーのＣＣＤフレーム獲得物から誘導された骨密度の各計算値は、内部標準の密度からのずれを使用することにより修正もしくは正常化することができる。例えば、レクチリニア走査時の骨の標準の値が、映像の与えられた領域でプラス３％ずれていた場合、患者の走査の計算骨密度は、この領域においてその量だけ修正しなければならない。この内部参照方法は、本明細書記載のすべての固定及び走査の態様につき使用することができる。
前記の較正方法に関連して、骨刺激性のエポキシ物質、又は等量のｘ線吸収のアルミナムの、多数のストリップ７２（正方形のロッド）が、スリット走査法のための走査方向に走るテーブル７３の下に置かれている。各直線状のストリップは異なった厚さ又は骨と同等な密度を有する。ｘ線管及び検出器集合装置が検査領域上を走査する際、各組のロッドを走査しそれらの密度を計算する。装置の適宜な操作を確認するために、これらのロッドの測定された密度の恒常性を使用する。この標準セットをｘ線発射口８０から検出器７６の端７４までのどこにでも置くことができる。
生物学的組織又は試験体（specimen）中の放射線核種の分布の映像化は、自動放射線透過写真の十分に確立された方法により、実質的にすべての生物医学的研究実験室で実施される定常業務である。この方法において、試験体の薄い切片を、写真のフィルムと接触して置き、これにより試験体からの放射線がフィルムを露出することを可能にする。次いで、フィルムを標準の化学的現像法により、手動又は自動プロセッサーを使用することにより処理する。しばしば、映像受像機の吸収率を高めるためにそして、露出時間の短縮のために、増幅スクリーン（intensifying screen）を使用する。増幅スクリーンは、比較的高エネルギーのガンマもしくはｘ線発光の映像が記録されたとき（２０−２００keV）特に有用である。それらはまた高エネルギー電子のためにも使用することができる。
自動放射線透過写真は、放射線核種の生物分布を反映する映像をもたらし、そしてそれは、多数の生物医学の訓練における強力な手段として確立されてきた。その主要な欠点は、興味ある領域の放射線核種の相対的もしくは絶対濃度の定量化に伴う問題に関連する。この困難は、増幅スクリーンを使用する際、典型的に使用される写真のフィルムの非直線性から、そして相反則（reciprocity law）の欠陥において発生する。更に現像温度、並びに、概括的に、処理化学品の状態が、フィルムのフォグレベル（fog level）及びコントラストに影響を与える。定量的自動放射線撮影法における多くの不確定性に対して影響を受け易くなる、これらすべての因子が、定量化を非常に困難で時間を消費する作業にさせる。これらの問題にもかかわらず、何人かの研究者は、定量化及び映像の強化の両者のために、微小密度計又はビデオカメラを使用することにより、フィルム自動放射線写真をデジタル化した。
自動放射線写真において、映像は放射性トレーサーが排出された領域を表す。元の組織のスライドの解剖学的情報は自動放射線写真では非常に詳細には移動されない。適宜な解釈のためには、解剖学と放射性トレーサーの分布とを相関付けるためには組織スライド及び自動放射線写真を一枚一枚観察する必要がある。しばしば、放射性トレーサーの正確な解剖学的位置を確認するために、自動放射線写真とスライドを重ねることが必要である。この方法において、トレーサーに、解剖学的位置をまかせる正確性は著しく妥協される。
自動放射線写真による最も重要な問題は、フィルム露出に要する時間が長いことである。大部分の適用において、この時間は、数時間から数日、ある場合には数週間にわたる。従って、技術者は、露出を繰返さねばならないか否かを知るために数日間待たなければならない。
自動放射線透過写真はヒト又は動物の放射線核種の分布のインビボの映像化には関連しない。それはむしろ、切り取ったサンプルの放射活性な分布の検出に関する。すべての有用なフィルム−スクリーンの映像受像機は、この目的に通常使用される大部分のガンマ線源に対して非常に低い量子効率（quantum efficiency）を有する。更に、大量の組織の存在は、映像受像機（receptor）に到達して、コントラスト及び立体的分解能を劣化させるであろうような、莫大な量のガンマ線の散乱をもたらす。フィルム−スクリーン受像機はエネルギー識別能をもたないので、散乱した事象（events）は拒否することができない。散乱を抑制するためのコリメーターの使用は幾何級数的（geometric）効率の劇的な減少をもたらす。
このように本発明はその種々の態様において、自働放射線透過写真のデータ獲得を早急に実施し、そして検査中の対象の解剖的特徴と発光映像を相関付けるために、発光及び透過の両者の研究を重ね合わせることができるような、小型装置を提供することにより、自働放射線透過写真撮影を実施するための有効な手段を提供する。図１０及び１１に関して以下に記載された態様は自働放射線透過写真撮影法を実施するために使用することができる。
ヒト及び動物の放射線核種映像化は、最も一般的には「ガンマカメラ（Gamma Camera）」と称されている、Angerカメラを使用して定常的に実施されている。ガンマカメラは最も一般的に使用される放射線核種に対して５０％を越える量子効率を有し、そしてそれは検出された各光子のパルス高（pulse-height）の分析により元の光子から散乱物を識別する能力をもつ。ガンマカメラの固有の立体的分解能は約３．５mmである。そのコリメーター（collimator）による劣化を含む、カメラの総立体分解能は５mmから１２mmまで変動する可能性がある。最近のガンマカメラは、有意な不動時間の喪失なしで、１秒当たり２５，０００カウント（cps）の速度で光子を検出できる。より高いカウント率においては、実物と検出事象（events）の間には有意な差異が認められる。これは、検出集合装置及び処理する電子機器の両者の設計の固有の限界による。
以下は組織試料中の放射性核種の分布の映像化及び、ヒト及び動物のインビボの定量的映像化に関する更なる態様を示す。この方法は、情報を検出しそして処理して、検査される対象の、１０⁶までのカウント率における発光及び透過両者の研究を実施するための、高度に敏感な、固定された（又は走査性）検出器を使用することによる、本質的に小型の「ガンマカメラ」を提供するための電荷連結装置（charge-coupled device）を使用している。
既存のガンマカメラは、制約された立体的分解能、高カウント率の条件での、制約された性能を有し、そして放射線透過写真映像化の標準を満たすようなあらゆる程度の、許容できる詳細を有するｘ線透過（放射線透過写真）像を記録するために使用することはできない。従って、生理学的及び解剖学的映像の正確な相関付けのための、同一の検出器による、高品質の放射性核種（生理学的）映像及び放射線透過写真（解剖学的）映像の記録はいまだ困難である。非常に高度な精度が必要な場合、ガンマカメラは概括的に、最も都合のよい条件下ですら５mmを越える分解能をもたらすことができない。従って、身体の小部分の映像化又はハツカネズミのような小動物の映像化はガンマカメラを使用することにより合理的な精度で実施することができない。このことはまた放射性物質を含む組織の映像化にも当て嵌まる。
以下の方法は、高度な精度をもつ放射性核種の映像の獲得並びに、同一の検出器によるｘ線放射線透過写真映像とそれらを組み合わせる選択を可能にする。この方法は、ＣＣＤを使用することにより、ガンマ線、ｘ線又は原子核の粒子の映像化分光分析法を可能にする新規な獲得スキームを使用している。ＣＣＤはこれまで、約６−９keVのエネルギーレベルまでの、非常に弱いｘ線の映像化分光分析法のために、シンチレーターを使用せずに使用されてきた。しかし、このエネルギーより上では、ＣＣＤは実質的にｘ線又はガンマ線に透過性になる。概括的に、ガンマ線から光への変換は、ガンマ線又はｘ線を相互作用させることにより運ばれる有用な情報を破壊するであろうと信じられているので、シンチレーターは、映像化分光分析法のためにＣＣＤと組み合わせて使用されてこなかった。従って、ＣＣＤを使用する、約１０keVから２，０００keVのエネルギー範囲におけるガンマ線又はｘ線の映像化分光分析法は探求されなかった。更に、放射性核種及び放射線透過写真それぞれに対する、計数（counting）によるエネルギー感知検出器から、集積検出器への操作モードの変換が、映像化分光分析法に有用な方法を提供する。しかし、計数法もまた、ある種のｘ線透過測定において、そのエネルギーを測定するために使用することができることは注目願いたい。
光がＣＣＤの感受性面と相互作用すると、それが、この相互作用が発生したピクセル中に保存されている電荷（charge）を放出する。前記の態様のように、電荷の数字は光の検出強度に正比例する。各ピクセルはその２次元の座標及び強度の値により表される。ＣＣＤの感受性のケイ素表面に電子を製造するために要するエネルギーは約３．６５KeVである。
この値は、装置が一度に１個の光子を検出できるか又は、１ピクセルにつき検出された光子数が知られている場合は、検出された光子のエネルギーの測定を可能にする。これは、検出された事象のエネルギーの同時測定により、放射性核種の分布の映像化をもたらす。この方法は、「映像化分光分析法（Imaging Spectroscopy）」を名付けられ、ＣＣＤ法と組み合わせて、ガンマ線、ベータ線、及びｘ線を使用する方法を提供する。
弱いｘ線映像化のエネルギーの上限は５−１０keVの間である。１０keVにおいて、ＣＣＤの量子率は、およそ５％であり、そしてそれはより高いエネルギーにおいては早急に減少する。ＣＣＤと相互作用する事象の総数の少部分は、エネルギー及び信号に比例した喪失を伴う、センサーへの、高率の部分的エネルギー移動をもたらすであろう。従って、高エネルギーの光子又は粒子の一次検出器としてＣＣＤを使用する場合は、それは、映像化分光分析法の実施に対しては実質的に使用できない。以下の方法は、ポジション（position）発光断層撮影法及び原子核粒子映像化を含む多数の適用に適宜な、ＣＣＤを使用する高度な分解能の映像化分光分析法を提供する。
本装置の略図は図１０に示されている。本装置の重要な構成部品は、低い読み取りノイズ、高電荷移動効率、及び暗流（dark current）レベルを有するＣＣＤ９８である。１０電子／ピクセル（RMS）より低い読み取りノイズをもつＣＣＤがこの目的に適宜である。暗流は、小型熱電子冷却機により−４０℃で０．６電子／秒より下に減少できる。
本法の１つの態様において、ｘ線の一次検出器として薄型シンチレーター１０４を使用している。このようなシンチレーターの１つは、１枚の、ガドリニウムオキシスルフィド又はタリウム活性化ヨウ化セシウム又は、あらゆる一般に市販されている蛍りん光体にすることができる。シンチレーター１０４はファイバーオプチックの面板１０６に接着されており、そしてその面板は映像増幅器９６に接着されている。増幅器は束１０２に接着された、第２の面板１０６に接着されている。この種類の光学的接着は、十分に確立されている。本態様を更に具体的に示すために、シンチレーター１０４、顔板１０６、映像増幅器９６、ファイバーオプチックのカプラー（coupler）１０２、及びＣＣＤ９８の感受性領域は同様な次元（dimensions）を有する。コリメーター９４は鉛の囲い１００上に設置することができ、そして透過研究の間に使用され、そしてその配置によっては、また発光研究の間にも使用できることに注目願いたい。コリメーター９４は場合によっては発光研究の間は除去することができることに注目願いたい。
光線１４内のｘ線の光子が、シンチレーター１０４と相互作用する時に、それはｘ線のエネルギーに比例する強度をもつ光線を発する。この光線はファイバーオプチックの面板１０６を通過して運搬されてＣＣＤ９８と相互作用する。各ＣＣＤピクセル中の光学的光子の相互作用は、光学的光子の数、並びに病巣９０中に収集された同位元素により発生された、検出されたｘ線１４又はガンマ線９２のエネルギー、に正比例する多数の電子を発生するであろう。一般的に使用される同位元素はＴＣ９９ｍ又はＩ−１２５を含む。以下の例は、検出器から期待されるエネルギーの分解能の第１次元の予測である。
６０キー（key）のｘ線がシンチレーターと相互作用して３０００光学光子をもたらす。これらの光子の約半分がＣＣＤの方向に発光される。スクリーンから発光された光子のランベル分配（Lambertian distribution）を仮定すると、ファイバーオプチック板の透過性は約４０％である。従って、６００個の光学光子がＣＣＤに到達するであろう。ＣＣＤの量子効率は約４０％であるので、２４０個のみの光子が１個のピクセル中に検出されるであろう。
エネルギー分解能は、このガンマ線エネルギーにおける通常のＮａＩ結晶の分光分析機により達せられる値の約２倍の、１０％のオーダーである可能性があることが示され得る。
図１１は、病巣９０又はあらゆる選択された器官の発光研究の実施の際に、シャッター１１０の付いた「ピンホール」のコリメーター１１２を使用する、代替的態様を示している。病巣又は器官からの発光は、増幅器１１８に連結した、ファイバーオプチックの縮小器１１６を通って、構造物１００内のシンチレーター１０４に衝突し、そして次に、鏡１２４、レンズ装置１２０から出て、冷却されたＣＣＤ１２０に向かう。
本方法は約１ミリメーター以下のオーダーの立体的分解能を有する放射性核種のシンチレーション撮影法並びに、０．２ミリメーターのオーダーの分解能を有する透視映像をもたらす。検出器の立体的分解能及び感受性は、ピクセル集積貯蔵により、発光及び透過の両モードに対して選択可能であろう。検出器の操作はパルス高（pulse-height）分析又は集積（integration）を選択可能であろう。ｘ線透視映像化に対しては、集積モードの操作が好ましい。ｘ線透視映像化の際には、ピンホールコリメーターを除去するであろうことに注目願いたい。厚い組織の発光映像化は、コリメーター、複数ホールコリーター又はピンホールコリメーターのどちらかを必要とする。非常に薄い検体は、それらをシンチレーターに非常に接近して置くことによりコリメーターなしで映像化できる。
このカメラは、非常に高いカウント率を検出することができる。通常のガンマカメラでは、ｘ線光子の相互作用はそれぞれ、それが検出された後、１から８マイクロ秒の間、全シンチレーター及び電子機器を占領する。複数の検出器による本方法では、より高いカウント率を、複数の検出器により処理することができ、そして短い崩壊時間をもつシンチレーターを使用しなくても、より高いカウント率を処理することができる。パルス高分析モードでの操作時には、１ピクセルで２ガンマ線事象を検出する、非常に低い確立（１％より下）で、毎秒１０⁶カウントまでのカウント率が得られる。
シンチレーターは、映像増幅器を使用せずに、ファイバーオプチックの束に直接に接着することができることに注目願いたい。更に、シンチレーターはファイバーオプチック束を使用せずに、ＣＣＤ上に直接的に接着することもできる。フレーム移動ＣＣＤが好ましい方法であるが、全フレームＣＣＤを使用することもできる。
以下の「シャッター」法、（ａ）フレーム移動ＣＣＤ；（ｂ）ゲートされた（gated）映像ダイオード、又はミクロチャンネル増幅器；あるいは（ｃ）非常に薄い窓又はファイバーオプチックの窓をもつ流体結晶シャッター、を使用することができる。流体結晶シャッターは、ファイバーオプチックの束とシンチレーターの間に配置することができる。
該装置は小動物の映像化、骨格の映像化、骨折の治癒の監視、甲状腺シンチグラフィー、体内のベータ発光体の制御放射（Bremsstrahlung）映像化（放射線骨膜切除術）、手術時映像化プローブ、放射性核種血管造影、小部分の映像化、及び小児科の原子核映像化に対する適用をもつ。
図１２は、本発明の種々の態様に従った、定量的映像化を実施する際に使用することができる幾つかの方法を略図で示している。
放射線１３０を発射するための固定光源及び検出器、あるいは検査対象１３２を走査するための走査光源及び検出集合装置のどちらでも使用することができることに注目願いたい。
固定及び走査態様の両者が、検出された情報をメモリー１４０へ移送するＣＣＤ検出器を使用する。情報は集積貯蔵されるか又は、種々の仕事を実施するために処理（process）される１３２。この処理は、光源又は収集部品（components）における非均一性を修正したり、あるいは１件のガンマ線の相互作用からの光線が多数の近辺のピクセルに伝播した事象を確認したりするための、ソフトウエアのモジュールの適用を含む可能性がある。強い強度をもつピクセルのクラスターは一次的事象として認められ、そして弱い強度のクラスターは散乱放射線として認識されてフィルターにより除去することができる。
強度ヒストグラム（すなわち、パルス高スペクトル）のような定量化された情報を発することができ１４６、そして対象の表示を、望ましくないピクセルを除去して表示することができる１４４。
各データのセットが、固定及び走査による態様の両者において生成された後に、操作の条件を修正１３８して、異なったエネルギーレベルにおける映像を作成して、発光又は透視研究を実施するか、あるいは研究中の対象に対して光源及び検出器装置を回転させて、３次元の映像又は異なった角度の２次元の映像を作成する。
発光及び透視研究は単独で表示しても又は二重に重ねてもよい。本装置の集積貯蔵能により、以前は可能でなかった、発光映像と透視映像の間に１対１の対応が存在する。この高度な分解映像は発光及び透視映像の間を区別するために色分けすることができる。
全フレーム（full frame）又はフレーム移動冷却ＣＣＤ１５０が、ＣＣＤの感受性表面上に、又は映像増幅器１５４に接着された、透過性シンチレーター１５２を有する、もう１つの好ましい態様を図１３に示している。シンチレーター１５２は好ましくは、ｘ線又はガンマ線による刺激により、ＵＶ青から赤の領域のスペクトルのどこからでも発光している。好ましいシンチレーターはＣｓＩ（ＴＩ）又はタングステン酸カドミウム、あるいは代替的に、日立株式会社から市販の、ガドリニウムを基礎にしたセラミックのシンチレーターのような緑色で発光するものである。このシンチレーターは、ヨウ化ナトリウム又はＣｓＩ（ＴＩ）の約２倍の密度をもち、より高い効率をもつ。ファイバーオプチックの板（直線状又は漸減性）はＣＣＤとシンチレーターの間に取り込むことができる。代替的に、静電映像増幅器１５４、又は映像ダイオード増幅器を、シンチレーターとファイバーオプチック板の間に取り込むこともできる。シンチレーター１５２は、光学的に透過性の板でもよく、あるいは、０．００６mmから１ミリメーター以上までの範囲の直径をもつファイバーを有する、ファイバーオプチックアレイを含んでなることもできる。その板の厚さは０．５mmから５mmのオーダーにすることができる。
もう１つの好ましい態様は、前記の種類のＣＣＤを使用するが、静電縮小（demagnifying）映像増幅器と組み合わせて使用する。ＣＣＤの光学的連結は、映像増幅器の出力端末における堅牢なレンズあるいは、出力スクリーンとＣＣＤの間のファイバーオプチック板により実施される。
所望の映像の入手方法は、約１秒間又は所望の集積貯蔵配置（binning configuration）、具体的には２×２ピクセルよりも粗い配置における、ＣＣＤによる獲得の開始を含む。高いカウント率に対しては、より短い獲得時間が必要であり、そして低いカウント率に対してはより長い獲得時間が許容される。具体的な適用に対する最適の獲得時間は、経験的に、幾つかのテストフレームの獲得及び、個々のピクセル内の一致した事象の追求により決定することができる。非常に短い獲得時間（１ミリ秒未満）は、早い機械的シャッター、電子光学的シャッターを使用することにより、あるいは、映像増幅管をゲートすることにより容易に得ることができる。これは、非常に高いカウント率においてでも、分光分析能による獲得を可能にする。各獲得「フレーム」は数百から数千カウントを記録するであろう。獲得後、各フレームは後の処理のために、コンピューターメモリー中に保存される。適用に応じて、完全獲得のためのフレームの総数は、例えば、１０から数百に変化し得る。
コンピューター中に保存された、あるフレーム中の各ガンマ線事象は、そのｘ及びｙ座標により、そしてＣＣＤのこの領域に発せられた電子の数である強度値（intensity value）（ｚ）により表わされる。ｚ値はガンマ線（又はｘ線）のエネルギーに正比例する。各相互作用から発せられた電子数は、１個のピクセル、又は「スーパーピクセル」を形成する集積貯蔵されたピクセルの群に限定（confined to）されねばならない。優位な割合の相互作用において、単一のガンマ線相互作用から発せられた電子は２もしくは３個のピクセルもしくはスーパーピクセルに間で分割され得る。これらの分割事象は、コンピューターのソフトウエアにより容易に認識することができ、そしてｘ及びｙ座標を指定することができる映像マトリックスにクラスターを形成する。
１つの態様において、図１４の工程フローシークエンスに示されたように、パルス高分析は、合計して、このガンマ線事象に対するｚ値をもたらす、これらの近辺のピクセルの値を使用する。低いｚ値は、散乱されて、それらのエネルギーの一部を喪失したガンマ線を表す。これらの事象は概括的に、それらが偽の位置情報を含むために、映像中に含むことは望ましくない。従って、各事象の拒否の度合は、ｚ値を基礎にしてソフトウエアにより決定され、そしてｚ値に対するガンマ線の数のスペクトル（エネルギー）は記録することができる。このようなフィルター工程は、各フレームに対して繰り返し、そしてすべてのフレームを合計して最終映像を形成することができる。オペレーターは場合によっては、最初の各フレームに戻り、異なるｚ値の閾値を使用しそして、異なるフィルターパラメーターを使用することにより最終映像を再構築することができる。各ピクセルもしくはスーパーピクセルの感受性の変動を図示し、そしてピクセル毎の修正により計算機中に含むことができる。同時に又は継続的に測定された異なる放射線源を識別する性能は、フィルターパラメーターを、選択されたエネルギーの閾値（threshold value）又は領域として確認することを含む。
この放射線核種映像化法において、最適な散乱拒否を決定するために、散乱拒否の度合は、映像獲得後に変化し得る。これは、ガンマカメラ又はレクチリニアの走査機を使用する、従来の放射性核種映像化法では可能でない。ガンマカメラ又はレクチリニア走査機は概括的に、高品質のｘ線放射線透過写真のために使用される高強度ｘ線を検出及び処理することはできない。
映像増幅器が使用されない場合、シンチレーターはＣＣＤと接触して設置することができる。代替的に、ファイバーオプチックの縮小器（reducer）を、ＣＣＤとシンチレーターの間に使用することができる。典型的な縮小比は、本態様はこれらの比率に制約されないが、１：１から６：１で変動する。従って、２０mm×２０mmのＣＣＤ、及び６：１のファイバーオプチック縮小器に対して、カバー領域は約１２０mmであろう。ゲートされた（gated）映像増幅機又はシャッターにより、ＣＣＤは読み取り処理中にどんな信号も受信しない。密着している配置においては、図１０に示されたフレーム移動ＣＣＤの使用が好ましい。
ｘ線透視測定を使用する適用において、組織の照射された部分から発光するｘ線の記録のために、単一のフレームが獲得される。ＣＣＤは集積モードで操作しておりそして、各ピクセル又はスーパーピクセルはどんなエネルギー識別もせずに、この領域のｘ線の総数に比例する電荷（charges）を集積する。生成された放射線透過映像は放射性核種映像と電子工学的に組み合わされて、生理学的及び解剖学的情報の両者の正確な表示を形成することができる。
インビトロで検査される薄い検体の場合には、紫外線から赤外線の近辺又はその真ん中までの領域の波長をもつ光源を、集積モードの透視映像のために使用できる。この方法において、シンチレーターの前の光線遮蔽物を取り除きそして、検出器を、囲いの中に設置して周囲の光線からそれを防護する。
このように、本発明は、ガンマ線映像化モードにおける分光分析能を有する同一の領域検出器を使用することにより、放射性核種発光映像化及びｘ線透視映像化（放射線透過写真）を組み合わせることができる。このカメラは、ガンマ線映像化のための計数（counting）パルス高分析、及びｘ線の実質的に透視映像化のための集積もしくは計数モードの、両者を使用して操作することができる。これは、正確な解剖学的及び生理学的映像化のための２種の映像の正確な重ね合わせを可能にする。更に、オペレーターは放射性核種の映像を得た後でも、エネルギー閾値を変更することができる。従って、従来の方法で認められたよりも、より高い固有の立体的及びエネルギー分解能がもたらされる。
図１５は、本発明に従う、２種のエネルギーの骨密度装置（system）の、１つの好ましい態様の略図である。ｘ線管１２は、ｘ線透過性の患者用テーブル２５４を透過して患者（示されていない）に向かうｘ線１４を発する。患者を透過するｘ線１５はｘ線透過性の鏡２０２を透過し、そして第１のシンチレータースクリーン２０４に当たる。シンチレーター２０４は低エネルギーｘ線に反応して、低エネルギーｘ線パターンに対応する光線パターンを発する。シンチレーター２０４から発せられた光線は、鏡２０２に逆行し、それがその光線をレンズ２０６に反射させる。レンズ２０６はシンチレーター２０４からの映像を、ミクロチャンネル板２１０をもつ映像増幅機２０８に連結させる。代替的には、映像増幅機２０８を、ミクロチャンネル板２１０をもたない近接タイプの増幅機にすることができる。映像増幅機２０８からの光線は、ＣＣＤアレイ（array）、ＣＩＤアレイ又は無定形ケイ素又はＣＭＯＳセンサーでよい、検出器２１２により受信し、検出される。検出器２１２は低エネルギーｘ線に対応する映像を感知し、そしてピクセルデータの形態で、映像の電子的表示を発する。
高エネルギーｘ線は、シンチレーター２０４を通って、場合によっては使用される、ｘ線フィルター２１４に達する。フィルター２１４は好ましくは、シンチレーター２０４を通過するあらゆる残りの低エネルギーｘ線を遮蔽する銅フィルターである。場合によっては、シンチレーター２０４から発せられるあらゆる迷走の光学的放射線が第２の検出器２２０に達するのを妨げるために、シンチレーター２０４とｘ線フィルター２１４の間に、光線遮断フィルター２１６を含むこともできる。
フィルター２１４からの高エネルギーｘ線は、高エネルギーｘ線に反応性の第２のシンチレーター２１８に衝突して、高エネルギーｘ線のパターンに対応する光学的映像を発生する。該光学的映像は、これもまたＣＣＤ又はＣＩＤアレイ又は無定形ケイ素の映像センサーでもよい、第２の検出器２２０により受信される。第２の検出器２２０は光学的映像を感知して、高エネルギーｘ線パターンの電子的表示をもたらす。あらゆる残りのｘ線を吸収してそれにより、それらが検出器２２０を妨害することを予防するために、シンチレーター２１８と検出器２２０の間に、場合によっては使用されるｘ線吸収性ファイバーオプチック板２２２を含むことができる。
図１５の装置２００は走査モードでも又は固定モードでも使用することができる。走査モードにおいては、ｘ線管線源１２並びに検出装置は、検査される領域に沿って連続的に又は段階的運動で動かされる。該装置がその領域を走査している間、短い露出獲得時間をもつ一連の映像が得られる。固定モードでは、検査される全領域につき一回の曝露が実施される。その中にＣＣＤが、選ばれたｘ線曝露時間内に各ピクセルに対する総電荷（charge）を保存する時間差集積（time delay integration）（ＴＤＩ）法を使用する。ｘ線曝露の終結時に、各ピクセル中の個別の表示がＣＣＤコントローラーにより読み取られる。このようにして一旦データが得られた後、ｘ線に被曝した身体の領域内の骨のような、石灰化された物質の定量的密度測定をするために、２重光子吸収測定器の、比較処理法を使用することができる。
図１５のシステム２００において、映像増幅機２０８は省略することができる。その配置においては、低エネルギーｘ線の映像データを確実に、正確に収集することができるように、検出器２１２を冷却して信号対ノイズ比を増加させることができる。
図１６は本発明に従う、２種エネルギーの骨密度測定装置３００のもう１つの態様の略図である。ｘ線管１２は、ｘ線透過性の患者用テーブル２５４を通過して患者の中にｘ線１４を発射する。患者に向けられたｘ線１５は低エネルギーｘ線に反応性の第１のシンチレータ３０２に衝突して、患者の低エネルギーｘ線パターンの光学的映像を発する。該光学的映像は密着したファイバーオプチックの導管（conduit）３０４により、光学的映像を検出して低エネルギーｘ線パターンの電子的表示を発する、ＣＣＤ検出器３０６に運ばれる。ファイバーオプチック導管３０４は好ましくは、低エネルギー映像の収集を容易にするために、プラスチックの光学ファイバーからできている。しかし、「ｘ」と表示されている距離を十分に小さく選ぶ時には、その代わりにガラス繊維を使用することができる。３１０の表示がついた空間はファイバーが出来ているものと同一の物質でできたフィルム物質で充填されている。
高エネルギーｘ線はシンチレータ３０２、ファイバーオプチックの導管３０４及びフィルム物質３１０を透過して、第２のｘ線蛍りん光体シンチレータ３１２に衝突する。第２のシンチレータ３１２は高エネルギーｘ線に反応性で、従って、高エネルギーｘ線パターンに対応する光学映像を発する。シンチレータ３１２により発せられた光学映像は、高エネルギーｘ線パターンの電子的表示を発する、第２のＣＣＤアレイ３１４により検出される。いずれの残りの低エネルギーｘ線をも吸収するために、第２のシンチレータ３１２の前に、場合によっては銅又はアルミナムのフィルター３１６を挿入することができる。更に、ｘ線がＣＣＤ３１４上に衝突することを予防するために、ｘ線吸収性のファイバーオプチック板３０８を、シンチレータ３０２とＣＣＤ３１４の間に挿入することもできる。
図１７は本発明に従う、２種エネルギーの骨密度計測定機器４００のその他の態様の略図である。図１７の装置４００は、図１６の密着したファイバーオプチックの導管３０４が、図１７の装置４００においては異なる導管４０４で置き換えられた点を除いて、図１６の装置３００と同様である。図１７の導管４０４において、ファイバーは中程度の半径から小さい曲率半径をもち、大体直角に曲げられている。図１６の態様におけるように、該ファイバーは、プラスチック又はガラスである。収集された光線が第１の光学経路から第２の光学経路に再誘導される、異なるファイバーの湾曲のために、図１６に示されたバルク物質３１０の必要性が除去される。
図１８は本発明に従う、骨密度計測定機器５００のもう１つの態様の略図である。この態様においては、ｘ線のエネルギーを光学エネルギーに変換させるために、シンチレーター板５０５及び５０７が使用されている。ここでも再度、ｘ線管１２は患者のテーブル２５４及び患者を通過してｘ線を放射する。患者から発せられたｘ線１５は最初に、散乱されたｘ線が検出器に達することを妨げる散乱抑制グリッド５０２に衝突する。次いでｘ線は第１の無定形ケイ素の映像センサー５０４に衝突し、それが、低エネルギーｘ線を検出して、低エネルギーｘ線パターンを示すデータを発する。該装置のフィルター使用の要求を減少させるために、低エネルギーセンサー５０４は高エネルギーセンサー５０８よりも薄くすることができる。装置の収集効率を改善するために、シンチレーター５０５もまたシンチレーター５０７よりも薄くすることができる。高エネルギーｘ線は第１のセンサー５０４を通過し、次いで、低エネルギーｘ線を除去する銅、タングステン、ガドリニウム又はアルミナムのｘ線フィルター５０６を通過する。ガラスの基材もまた低エネルギーフィルターとして作用する。次いで、高エネルギーｘ線は第２の無定形ケイ素の映像センサー５０８に衝突し、それが高エネルギーｘ線パターンのデータを発する。低エネルギーｘ線パターンデータ及び高エネルギーｘ線パターンのデータはそれぞれ、検出器コントローラー５１０により無定形ケイ素映像センサー５０４及び５０８から読み出される。
図１９は、図１８の２種エネルギー骨密度測定機５００とともに使用することができる、代替的検出構造物５５０の略図である。該構造物５５０の下部の層は、散乱したｘ線が検出構造物５５０に達するのを妨げるために使用される、散乱防止グリッド５５２である。次の層は、低エネルギーｘ線パターンの光学映像を発生する、低エネルギーｘ線シンチレーター層５５４である。無定形ケイ素の映像センサー５５６はシンチレーター５５４からの光学映像を検出して、低エネルギーｘ線パターンに対するデータを発生する。基材層５５８は、無定形ケイ素の映像センサー層５５６の上に形成される。基材層５５８は薄い中央部の領域５６０を含む。必要なら、薄い基材５５８は、第２のシンチレーター層５６２に増加した透過性をもたらす。第２のシンチレーター５６２は高エネルギーｘ線に反応性で、高エネルギーｘ線パターンの光学映像を発生する。光学映像は第２の無定形ケイ素の映像センサー５６４により検出される。構造物５５０は、好ましくはガラスでできた防御基材５６６により覆われている。ｘ線の、構造物５５０より先への伝播を妨げるために、鉛の薄い層をガラスの上に形成することができる。好ましいシンチレーターはＣ_s（＋）、ＣdＷＯ₄、ヨウ化セシウム（タリウム又はナトリウムにドープされている）あるいはガドリニウムオキシスルフィドを含む。
無定形ケイ素のアレイセンサー及び連結されたコントロール及び処理装置は、本申請書の他の部分に記載の集積貯蔵及びその他の処理能を利用することができる。更に、１個又は２個のアレイを形成するために、複数のこのようなセンサーを組み合わせることができる。アレイは、具体的な適用に応じて、線状、長方形又は正方形にすることができる。該装置は、Ｃ−アーム５８０が図２０に示されたように、光源５８６及び検出器集合装置５８２と整合して並べられている、Ｃ−アーム集合装置（assembly）と組み合わせて使用することができる。Ｃ−アーム５８０はまた、腰部及び大腿部を含むヒトの全骨格構造の他方面観察を提供するために、５８８で示されたようなテーブル５８４上の患者の回りに、光源及び検出器を回転させるために使用することができる。従って本装置を使用して、側面背骨映像化（lateral spine imaging）及び定量分析を実施することができる。検出器集合装置５８２は、真っすぐな、角度をもった又は曲げられたファイバーオプチックのカプラー（coupler）及びシンチレーターと組み合わせた、本明細書に記載のＣＣＤセンサーを含む。検出器集合装置５８２は、定量及び定性分析の両者のための一連の映像を提供するために、患者の背骨に平行な、軸５９０及び軸５９２に沿って走査されるか又は段階を踏むことができる。
検出器集合装置５８２は図２１Ａ、２１Ｂ、及び２１Ｃに示された例を含む、本明細書の他の場所で記載された種々の配置を含むことができる。図２１Ａにおいて、真っすぐなファイバーオプチックカプラー６０２はシンチレーター６０４を、ＣＣＤ（又はＣＩＤ又は無定型ケイ素又はＣＭＯＳ）センサーアレイ６００に光学的に連結させる。無定形セレン又は、亜鉛カドミウムスルフィドのようなその他の光センサーを使用することができる。それらはシンチレーターを必要としない。これらの光伝導物質は薄いフィルムのトランジスターのピクセル化された読み取りを使用する。これらの例においては場合により、冷却機（類）６０６を使用することができる。図２１Ｂにおいて、ファイバーオプチックの縮小器（reducer）６０８は、センサーアレイ６００にシンチレーター６１０を連結する。近接タイプのｘ線映像増幅器（intensifier）及びシンチレーターは、シンチレーター６０４及び６１０に置き換えることができる。図２１Ｃにおいては、２重のセンサー装置は、センサー６００及び６１２、ファイバーオプチックカプラー６０２、シンチレーター６１８、６２０、鏡６１６、及びレンズ６１４を含む。この装置は図１５に関連して記載されたものと同様な方法で作動する。
図２２Ａ及び２２Ｂは、映像分野全体が、レクチリニア経路６２２に沿った連続走査又は段階的映像化のシークエンスにより獲得される、一連の、僅かに重複した個々の映像６２０からなるような、映像化の好ましい方法を示している。２種のエネルギーの、組織又は骨密度測定は、各準分野６２０において、２種のエネルギーでデータを収集することにより実施することができる。区別されたエネルギーのピークを発生するように、前記のように、ｘ線源を切り替えたり（switched）フィルターにかけたりすることができる。
図２３は、その中でｘ線源５８６が、検出装置７００により検出される扇形のビーム６４０を発生する、扇形ビーム装置を示している。装置７００はシンチレーター、ファイバーオプチック板又は、扇形ビーム６４０を集めるための直線状のアレイに整合して並べられた、複数のセンサー６３０それぞれに対する縮小器（reducer）、を含むことができる。検出装置７００は、鉛のスリットコリメーター７０２を使用することができ、そして、例えば図２１Ａ−２１Ｃに示された配置の、ＣＣＤ、ＣＩＤ又は多数の無定形ケイ素センサーを使用することができる。
図２４は、患者６５４がテーブル６５２上に位置しているその他の好ましい態様６５０を示している。ｘ線管６５６は扇形ビーム６６０を、走査スリットコリメーター６５８、患者６５４及び第２の走査スリットコリメーター６６４を透過させる。次いで放射線６６０は鏡６２を透過してシンチレーター６７６に衝突する。シンチレーターは、６７４で示されるように、鏡６６２により屈折された光線をセンサー６７２に向けて発する。場合によっては鉛ガラス部品６６６を、鏡６６２とセンサー６７２の間のどの位置にでも設置することができる。レンズ６６８及び冷却機６７０もまた必要なら使用することができる。散乱されたｘ線及びセンサー６７２の間の相互作用を減少させるために、囲い７１０を裏内ちするために、鉛のフォイル６７８を使用することができる。該装置は代替的に、鏡の前のｘ線経路に、近接タイプの映像増幅器を使用することができる。
図２５は、２種のエネルギーの骨密度測定並びに組織及び病巣の映像化のために、前記の装置とともに使用することができる、検出装置８００の略図である。装置８００はそれを通ってｘ線ビーム８０６のような放射線が装置８００に侵入する、出口８０４をもつ囲い８０２を含むことができる。１つの態様において、ｘ線ビーム８０６は、ｘ線透過性の鏡８０８を透過して、第１のシンチレート板８０９に衝突する。第１のシンチレーター８０９は低エネルギーｘ線に反応性で、低エネルギーｘ線パターンに対応する光学映像を生成する。該光学映像は鏡８０８上に反射されて、それが映像をレンズ８１２に反射させる。レンズ８１２は光線をＣＣＤアレイの検出器８１４の第１面の上に焦点を結ぶ。検出器８１４は映像検出能を高めるために、近接タイプの映像増幅器を含むことができる。ＣＣＤを冷却し、それにより信号対ノイズ比率を改善するために環状の冷却機（示されていない）をＣＣＤ検出器８１４の回りに設置することもできる。
高エネルギーｘ線は、上部のシンチレーター８０９を透過して、高エネルギーｘ線に反応性の下部の第２のシンチレーター８１０に衝突して、高エネルギーｘ線パターンに対応する光学映像をもたらす。該光学映像は第２の鏡８１６により第３の鏡８１８の方向に反射され、それが光線を第２の焦点レンズ８２０を通過させる。レンズ８２０は光線を、ＣＣＤ検出器８１４の裏面上に焦点を結ぶ。該裏面もまた近接タイプの映像増幅器を含む事ができる。更に、存在するなら、環状の冷却機はＣＣＤ検出器８１４の表及び裏面を冷却する。
このように、図２５の装置８００は、１枚の薄いＣＣＤ検出器８１４の反対面で感知することにより感受性の増加をもたらす。映像検出面の相対的位置をより正確に調節することができるので、融合して１個の映像を形成する、２個の映像間の立体的相関付けは、別個の検出面をもつ前記の態様に比して、著しく改善される。高及び低エネルギーは両面で検出することができる。
図２５の検出装置８００は、複数の両面のＣＣＤ検出器を含んで、組み合わせた電子機器及び冷却機とともに、広い視野をもつ装置を提供することができる。図２５は第２の検出器８３４及び関連のレンズ８３０及び８３２を示している。必要に応じて、より多くの検出器及びレンズを加えることができることは理解できよう。
前記の装置８００の２種のエネルギーの配置は、前記の様に骨密度測定を容易にする。しかし、装置８００はまた前記のように、患者の組織内の病巣を検出しそして映像化するために使用することができる。その態様において、ｘ線ビーム８０６は、可視又は赤外線領域のような、その他の種類の放射線で置き換えられている。シンチレーター８０９及び８１０及び鏡８０８、８１６及び８１８は、検出器８１４及び８３４の裏面上に２種の異なる波長で生成される組織の映像を形成するために使用することができる。
軟組織の病巣の検出及び映像化のための、本明細書中に記載された方法及び装置の具体的な適用は、ＣＣＤ又は、前記の、無定形ケイ素タイプの検出器のような同様の種類のケイ素を基礎にした検出器を使用する、デジタル化された乳房撮影法を含む。これらの装置は、患者の、より注意深い診断法及び／又は治療の必要性を示すことができる、軟組織内の石灰化した物質を含む、組織の病巣を検出するために使用することができる。デジタル化乳房撮影法には、ＣＣＤが前記のように、走査中に連続的に記録する、時間差集積法（time-delay integration）を使用する、スロット走査法を使用することができる。しかし、連続的記録法は、特にこのような態様とともに使用できるファイバーオプチック板のずれたねじれによる生成物により、ある種の問題をもたらす。連続的記録モードを使用してスロット走査法を使用することはできるが、映像の質は捩れの効果のために理想的とはいえない。
乳房の走査のその他の方法は、映像面積を４分円又は更により多くのセグメントに分割することを含む。毎回、乳房の多数の曝露を必要とし、被曝レベルの増加を含む関連の問題及び収集時間が、該装置を使用することができる適用の範囲を制約する可能性がある。従って、段階的様相で映像を得る必要がある場合は、２段階を越えない、多くても３段階の獲得段階を使用することが望ましい。より多くの獲得段階を使用する場合、乳房は余りに長時間圧迫されねばならないので、患者に著しい不快感を与える。更に、ｘ線管の電力の需要を著しく増加させる。このように、連続複数映像化を含むデジタル化乳房撮影法の適用のための好ましい方法は、２回の映像獲得工程に限定される。本法は、約０．２−５．０秒間、そして好ましくは０．５−１秒間の範囲で、光源から固定検出装置に向けて組織を透過してｘ線を導くことを伴い、次いで該検出装置は、第１の映像が読み出される間に第２の位置に移動させることができ、次いで第２の曝露が得られて読み出される。２−５百万もの多数のピクセルが、曝露時間より短い間に読み取られる。
２次元のアレイ法に伴う問題は、その複雑性と経費である。例えば、アレイを形成するための、４×３ＣＣＤのタイル張り（tiling）をデジタルの乳房撮影法のために使用することができるが、多数の一般的な適用には高価すぎるようである。これはＣＣＤ自体の経費、並びにＣＣＤの３面もしくは４面に継目のない結合部をつくることに関連する問題から起こる。
図２６−３２に関して、検出器のモジュール９００は第１の直線状のアレイ９０２中に３個から５個のＣＣＤからなることができ、そしてもう１つのＣＣＤのセットは第２の直線状アレイ９０４中に、約６cm離して配置することができる。この態様は、各アレイ中に４個のＣＣＤ部品を使用している。各部品は、シンチレーター９０６及びテーパー（tapered）形態のファイバーオプチックの板９０８を含むことができる。ＣＣＤが無定形ケイ素のセンサーにより置き換えられている態様においては、１片のケイ素センサーが、これらの態様においては、各直線アレイに対して置き換えることができる。
ＣＣＤの第１のセットは、患者の胸壁にできるだけ近接して設置することができる。ｘ線ビームは２個のスロットを使用することによりコリメートされて（collimated）、２種の扇形のビームを提供し、各扇形ビームは直線のアレイに向けられ、従って、各ＣＣＤ群に正確に対応する、２個の領域のみが照射される。１回のｘ線曝露及び獲得後に、ｘ線コリメーターは、これもまた次の位置に並進されている両方のＣＣＤの列（bank）で同時に並進される。もう１回の暴露が実施され、信号が読み取られる。領域の少量の重なり、約１−３mm、が望ましい。微小な段階的並進過程の使用により、重なりを伴って又は伴わずに、継続的領域を数ミクロン以内に整列させることができる。次いで映像を統合することができ、身体の領域とその領域の統合した映像の間に、５−１０ミクロン未満の差を有し、実質的には継目なしになるであろう。
感知面は一枚の板上にあるとは限らない。図２７に示されるように、ＣＣＤ９１０は曲面上又は非平面上に設置することができる。これは、経費を劇的に節減させ、そしてより良い映像の質に貢献する、真っすぐな（テーパー形態でない）ファイバーオプチックの板９１２の使用に適うので、非常に重要な態様である。ＣＣＤは冷却しても非冷却でもよく、そして、ピクセル集積貯蔵又は非貯蔵モードで操作することができることに注目願いたい。更に、胸部と検出器の間に散乱防止グリッドを使用することができる。アレイの全視野にわたりねじれを減少させるために、アレイ中の各部品９１０は、概括的に、ｘ線源から等距離に置かれる。この弧を描いた線状のアレイは、本明細書のその他の部分で記載されたように多数の異なる適用に使用することができる。
この方法は、最近の製造業者が、両面に、突き合わせ可能なＣＣＤを容易に製造することができるので、好ましい。３面又は４面で突き合わせ可能なＣＣＤを製造することはまだ困難で高価である。図示された態様においては、より多数を有する大きな面積のカセットとは異なり、ＣＣＤの間に６個のみの接合が必要とされる。この適用に対して典型的なＣＣＤは６×６cmの面積を有する可能性があるが、経済的な理由により、３×３cmの部品のような、より多数のＣＣＤを使用することができる。例えば、３×３cmの部品（device）を使用する場合、各ＣＣＤの直線アレイ９０２、９０４は合計１６個のＣＣＤに対して８個のＣＣＤを組み込む。このことはまた標準の、大きいフィルムカセットに比較して、より大きい面積をカバーするために使用することができる。図２８は各ライン９１８中に３×３cmの部品１０個で、２４×３０cmの平面をカバーする、４本のラインにより分割されたアレイ９１６を示している。図２９においては、図２８のライン９１８の１本の部分切断面図が、各ＣＣＤ９１４が、各ライン中の１もしくは２個の隣接するＣＣＤに対して突き合わされており、各ラインはシンチレーター９１５及びファイバーオプチック板９１７に連結されている好ましい態様を示している。２段階の獲得は、具体的に約１．５cmの幅のスロットを使用する、狭スロット操作法、並びに有効であるが非常に経費のかかる、より広い面積の映像化方法、に比較して好ましい。
図３０に示されたように、ｘ線源９２２及び２個もしくは複数スロットのコリメーター９２４を発光させ（generate）そして、ｘ線９２８を並進ＣＣＤモジュールと整合して並べるために使用することができる。きっちり整列されたＣＣＤアレイの間の距離を変えずに、ＣＣＤアレイ９０２、９０４の両者を並進させるために、アクチュエーター又は電動装置９２０を使用することができる。装置９２０は、使用者が、本態様においては胸壁に向かうか、それから遠ざかる、並進方向９２６に沿ってアレイの位置を調節することができるように、前記のようにコントローラーもしくはパソコンに接続することができる。
図３１Ａ及び３２Ｂに示されるように、アレイ９０２、９０４は２個の平行な領域９３０、９３２を映像化するように配置されている。次いで検出器９０２、９０４を第１の位置から第２の位置に並進させて、２種の更なる平行な領域９３４、９３６を映像化し、分析して、圧迫された乳房９２５の完全像を提供する。２本の直線状アレイの間の相対的隙間もまた、重なりを増加させたり減少させたりするように調節することができる。しかし、好ましい態様は、相互に相対的な固定した位置にある２本の隙間を明けたアレイを保有する。この具体的な態様は、検出器を患者の胸壁に向かって又はそれから遠ざかって移動させる。
図３２には、走査の方向９４２が胸壁に沿っている、図２８のアレイ９１６を示す態様９４０が示されている。コリメーター９４４は又、アレイと同軸に沿って移動されて、ｘ線９２８をＣＣＤ９４８上に向けて空間９４６には向けない。
図３３Ａ−３３Ｂ及び図３４Ａ−３４Ｂに関して、手のような末端の組織の走査のための、デジタルのｘ線映像化装置が示されている。図３３Ａ及び３３Ｂには、ｘ線源１００２が、その上に手を置く台１００７の下部に直接設置されている、好ましい態様１０００が示されている。線源１００２はＣ−アーム１００６に設置することができ、そして検出器１００８と厳密に整合して配置されている。線源１００２、検出器１００８及びＣ−アーム１００６は図３３Ｂの上面図で示されている支持体１０１６上に設置することができる。検出器は拡大像を与えるために、手に密着させるか数センチメートル離して置くことができる。支持体１０１６はレイル１０１４により支持される軸１０１２に沿って前後に移動することができる。線源１００２はまた支持体１０１６上を軸１０１０に沿って移動することもできる。この構造物は、図３３Ａに略図で示されるように、レクチリニアの走査１００４をもたらすために、モーター及びコントロール装置を使用して各方向に移動させることができる。本装置は手又はその他の末端部位の形態測定を実施するために使用することができる。
もう１つの好ましい態様１０５０は図３４Ａに略図で示されている。この態様において、線源１０５２は検査すべき領域の上のＣ−アームに設置されている。検出器１０５５は図３４Ｂに示されるように、軸１０１０及び１０１２に沿って走査するように、その下に設置されている。この具体的な例においては、検出装置１０５５はシンチレーター１０５８、ファイバーオプチックの板１０５６及び、ＣＣＤ１０５４を含む。レクチリニアの走査方法においては、映像化検出器１００８、１０５５はＣＣＤもしくは電荷入射装置（ＣＩＤ）、称賛の（complimentary）金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）検出器、亜鉛カドミウムテルライド検出器、ピクセル化された無定形ケイ素検出器、位置感受性光電子倍増管、あるいは無定形セレン検出器の可能性がある。前記の重ね合わせた検出器による方法（図１８及び１９）もまた本態様に使用することができる。
手のぎょう骨（distal radius）のような、手の指又はその他の骨もまたファイバーオプチックのテーパー（taper）、又は前記のレンズを使用して、１回の速写により映像化することができる。２種のエネルギーはまた、フィルターを通しながら２種のエネルギーでの２回の連続照射により実施することができる。もう１つの望ましい装置は、真っすぐなファイバーオプチック板のテーパーかあるいは、例えば１−１及び３−１の間の、非常に小さい縮小化を使用するテーパーのどちらかを使用すること、及びレクチリニアの様態で走査することにより映像を形成すること、である。読み出しは、時間差集積法（ＴＤＩ）により、又はフレーム移送により、又は全フレーム速写により実施することができる。すべての３種の読みだしモードがＣＣＤ映像化で周知である。フレーム移送及び速写モードにおいては、本質的に継目のない映像を、隣接するフレームを接合することにより形成する。時間差集積法はまた、異なる走査線から継目のない映像を提供することができる。静電映像化装置に対する縮小化は３−１及び７−１の間の可能性がある。
２種エネルギー法は、組織密度の定量的測定に対して非常に有効であることが示され、そしてこの方法の最も広範な適用は、骨密度測定である。２種エネルギー走査の最近の方法は、切り替え可能な管電圧（kVp）及びフィルターを通すこと、あるいは代替的に、分割検出器法を使用する。前者の方法は、複雑さ、機器の大きさ及び経費が加わる。分割検出法は最近、比較的大きな検出部品（element）をもつ、直線状検出器アレイを使用する装置で実施される。分割検出法においては、２個の隣接する検出器を身体内の１個の容量部分（element）に指定する。２個の検出器の一方はｘ線吸収フィルターにより遮断され、もう一方の検出器はその前にフィルターを付加されていない。
既存の装置においては、分割検出装置の立体的分解能は、比較的低い立体的分解能に限られる。従来の当該分野の装置に対する典型的な最小の検出器の大きさは約１mmである。検出器が、より高い立体的分解能に対してより小さく（例えば、０．５mm）製造される場合、このサイズレベルのフィルターの設計及び製造は、フィルター物質の切断及び形成の従来の機械的技術の限界により、困難になる。例えば、２５０ミクロンのピクセル（１対当たり５００ミクロン）をもつ分割検出器を製造する必要がある場合、２５０ミクロン×２５０ミクロンの次元をもつフィルターを１個おきのピクセル上に置かねばならない。従って最近の慣例はミリメーター規模のフィルター通過のみに限定される。同時に高及び低ｘ線エネルギーを検出することができる２次元映像化装置は、２種エネルギー骨密度計、乳房撮影法及び血管造影映像化を含む多数の適用をもつ。
好ましい態様は大体、ＣＣＤのようなｘ線検出器の前に設置することができる、顕微鏡的形状のフィルムを使用する。該フィルムは例えば、ｘ線の交互の減衰をもたらす、チェッカーボード様の模様の物質を含むことができる。例えば、該フィルムの材料は、金属（例えば、銅、モリブデン、イリジウム、パラジウム、インジウム、カドミウム、スズ、ヨウ素、バリウム、テルビウム化合物、タングステンタンタラム金、Ｐｔ、アルミナム及びカドミウム及び種々の既知の合金及びこれらの物質の化合物、鉛、鉛ガラス、アクリル酸鉛、鉛プラスチック）又はその他のｘ線減衰性フォイルを含むことができる。典型的な模様は例えば、数ミクロンのように小さいエレメントからなることができる。このような模様は、微小機械加工法を使用して製造することができる。このような方法は、エキシマーレーザーのアブレーション、電鋳又は蒸着法、化学的又は光化学的エッチング、あるいは反応性イオンエッチング法を含む。模様はフィルターの部品（element）、それに続く空の部品、あるいは隣同士の部品が異なる厚さの部品、からなる可能性がある。ｘ線フィルターとして使用できる多数の物質の高い吸収性により、フィルムの厚さは、例えば、２０−２０００ミクロンの間にすることができる。
ｘ線フィルターは、ｘ線源及びＣＣＤ又はその他の検出器の間に適当な距離で置くことができ、そして各領域の部品は検出器のピクセルに対応するように整合させて並べることができる。この配置において、ｘ線スペクトルの低エネルギーの成分は大部分、フィルターにより吸収されているので、遮断されたピクセルにより検出された信号は大部分、高エネルギーを表す。遮断されない検出器のピクセルは全体のスペクトル（高及び低エネルギー）の信号を表す。この情報から、組織の密度測定特性を従来の方法により計算することができる。
１つの態様において、ｘ線吸収フィルムは、ファイバーオプチック板の前に置かれる。検出器は図３５Ａに示されるように、従来の映像増幅器１１００か、あるいは図３５Ｂに示されるような、ＣＣＤ、ＣＭＯＳ検出器、無定形ケイ素領域検出器、光学ダイオード検出器のアレイ、無定形セレン検出器、又は亜鉛カドミウムスルフィド検出器のような、平板の検出器１１０４にすることができることに注目願いたい。両エネルギーレベルを含有するｘ線源１１０２、１１０６は、研究される患者の領域を通ってフィルム１１０８、１１１０へ透過する。これはまた、複数のピクセルが、走査する軸に沿う方向に伸びており、そしてずっと多数のピクセルが直交方向に伸びている、直線状に走査する長方形アレイにより使用することができる。
代替的に、シンチレーター、又は、セレン又は亜鉛カドミウムテルリドの場合の光伝導性物質、それ自体を、前記の方法を使用してチェッカーボードの模様内にに形成することができる。これは、シンチレーターに、その全表面にわたり交互の厚さを与える。従ってシンチレーターは高及び低ｘ線エネルギーの間の識別のために使用することができる。無定形セレン又は亜鉛ダドミウムスルフィドのような、非シンチレーターを基礎にした検出器の場合には、検出器は所望の結果をもたらすように、同様な様態で製造することができる。両者のタイプの検出器において、フィルターの形は正方形である必要はない；それは長方形、円形又はあらゆるその他の所望の形態にすることができる。検出器のピクセルとの形態の整合化は幾つかの方法で実施できる。１つの方法は、フィルムを光源又はｘ線源と検出器の間に配置することである。フィルムを適宜な整合で配置させそして、接着性化合物のような機械的な方法により安定化させるために、ＣＣＤの急拡大映像化モードでの操作を使用することができる。これらの整合方法のためにはミクロメーターの段階を使用することができる。前記の方法は２次元の検出器に対してのみならず、直線の検出器に対しても使用することができる。
図３５Ｃ（ａ）−３５Ｃ（ｄ）には、半導体産業で既知の方法を使用する、本発明に従うピクセルフィルターアレイを加工するための工程シークエンスを示している。図３５Ｃ（ａ）は、パネル１１５５上に形成されたピクセル部品（element）１１５２をもつＣＣＤ又はその他のアレイの検出器１１５０を示している。次いでマスク又は模様を付けた犠牲層１１５４を設置し、選択されたピクセル１１５８をカバーするように模様付けをし、そして選択されたピクセル１１５６を露出させる（図３５Ｃ（ｂ））。図３５Ｃ（ｃ）に見られるように、フィルター物質１１６０を全体構造の上に形成する。フィルムは蒸発金属フィルムにすることができる。次いで薄いフィルムのフィルター物質に模様付けをし、過剰な物質を除去してマスク１１５４を露出させる。最後に、マスク１１５４を除去して、図３５Ｃ（ｄ）に示すように、薄いフィルムのフィルターアレイ１１６２の付いた最終の模様付けをした装置が提供される。これらのピクセル１１６２はまた、検出器に対して設置されているｘ線透過性（transparent）又は伝達性（transmissive）のパネル上に形成することができる。
２種エネルギー映像を獲得の代替法は、２種の実質的に異なる波長において発光する、一対の積層蛍りん光体を使用することである。この態様においては、２種の蛍りん光体、例えば１個は緑色で１個は赤色を、レンズ、ＣＣＤ又はその他の、本明細書中に記載の領域検出器と組み合わせて使用する。蛍りん光体の積層及び映像センサーの間の、単一のＣＣＤ又はその他のセンサー及び微小構造の光学フィルターが、２種のエネルギー能を提供する。
ある種のシンチレーター（蛍りん光体）は、ｘ線又はガンマ線が物質と相互作用した後にｘ線エネルギーを貯蔵することができる。蛍りん光体がｘ線を被曝した後、レーザービームがその平板上で走査され、そして、この段階中に、レーザー光線のエネルギーが蛍りん光体を刺激して、貯蔵されていたｘ線エネルギーの実質的部分を放出する。この光線刺激過程の結果として、蛍りん光体は、具体的には例えば、３８０−４２０nmの間の、具体的には、ＵＶ−青領域の電磁スペクトルの光線を発光する。１つの好ましい態様は、富士写真フィルム会社又はイーストマンコダック会社から市販されているフッ化−ハロゲン化バリウム蛍りん光体（barium fluoro-halide phosphors）を使用している。この光線は具体的には、単一のチャンネル、光電子倍増管により検出される。位置の情報は、ある光学又は電気機械装置によりレーザービームの位置を跡付けることによりコード化させる。この方法において映像は、レーザービームのレクチリニアの走査運動を使用して構築され、そして映像の形成は点から点の原則で実施される。
ｘ線映像化の作業に対するＣＣＤ及びその他の領域検出器の適用は、通常ｘ線がそれと相互作用した直後に光線を発する、従来の蛍りん光体物質を使用する。この方法は、ある適用には極めて有効に役立つが、露出時間が比較的長い場合は、ｘ線映像化作業に対して最適ではない。例えば、乳房撮影法においては、１−６秒間の次元の露出時間は非常に一般的である。ｘ線照射中、ＣＣＤは蛍りん光体物質から発光される光線を記録するために、信号−収集モードになければならない。しかし、蛍りん光体物質から検出された光線の結果としてＣＣＤ中に発せられる信号に加えて、ＣＣＤもまた、センサー内の電子の熱励起により発せられた偽の信号である暗流を集積する。この暗流信号は、最終映像に有害である。乳房撮影法においては、暗流を抑制するためにＣＣＤの熱電子冷却を使用する。ＣＣＤの冷却はこの目的に非常に有効であるが、それはまた装置の経費及びサイズを著しく増加させる。
ある適用においては、冷却は、マルチピンドフェーズ（multi-pinned phase）（ＭＰＰ）と称される周知の方法を使用して排除することができる。これは検出器を偏向させて電子の排出を抑制することを伴う。ＭＰＰ法もまた有効の可能性があるが、それはしばしば、ＣＣＤの各ピクセル中に、より低い電荷容量をもたらす。これは、乳房撮影法の映像化装置、特に立体作戦的位置探索のために使用されるものの設計において極めて重大な問題になってきた。ＣＣＤの溜池（well）（ピクセル）能は、適宜な動的範囲のためのみならず、また電荷の飽和及び、ｘ線ビームが組織により適宜に減衰されないセンサーの領域の電荷の溢れ、を回避するためにも極めて重要である。電荷の飽和を回避するために、ＣＣＤカメラの製造業者は、ある程度有効の可能性があるピクセル読み出し（時間を測る）スキームを使用する。しかし、これもまた、放射線透過写真映像に非常に有害な、より強い暗流をもたらす。
この問題に対する解決策は、ＣＣＤ、ＣＩＤ又はＣＭＯＳの検出器及び光刺激可能な蛍りん光体のような、領域もしくは直線検出器を使用することによる、著しく減少された暗流をもつ、高度な分解能をもつ放射線透過写真像を提供する。これは暗流を最小にするのみならず、またピクセルの電荷飽和を回避させるために適用することができる。この方法はまた、露出時間が比較的長いので、放射性核種の自動放射線透過写真のために使用することができる。この方法は以下の段階により記載することができる。
第一に、ＣＣＤを通常モード（具体的には非獲得モード）にしておく。次に、図３６Ａに示すように、ｘ線源１２０４及び光刺激可能な蛍りん光体貯蔵部品１２０６を使用して、対象１２０２又は身体の一部のｘ線照射を実施する。今、蛍りん光体１２０６はその構造内にエネルギーを貯蔵した。次いで、図３６Ｂに示すように、ｘ線貯蔵部品１２０６を光源１２１０と、ＣＣＤ１２１２上のファイバーオプチック板１２０８の間に設置し、そしてＣＣＤの電子機器を、あたかもちょうど使用者が照射を受ける準備ができているように活性化する。光線のパルスを、その全領域にわたり蛍りん光体上に入射（injected）する。これは、蛍りん光体の全表面にわたり照射する強力な光源により実施することができる。ＣＣＤセンサーは、光線のパルスの前もしくは後に、非常に短時間内に感知を開始する。入射（injection）及び光線パルス及びＣＣＤ獲得の間の合理的に良好な時間的一致が望ましい可能性がある。光線パルスの時間は好ましくはｘ線照射の時間よりもずっと短い。従って、時間に依存性の暗流はＣＣＤにおいてずっと少ない。刺激光線を拒絶しそして、蛍光線のみを検出するために光線フィルターを使用する。次いで光線パルスの最後にＣＣＤを読み出す。
貯蔵シンチレーターは、蛍りん光体の全領域を照射する光源、あるいは、レーザーのような走査光源により刺激され得る。光源は赤色、又は赤外線の近辺、電磁スペクトルの領域、具体的には５３０から１５００ナノメーターの間の領域の光学放射線を発することが望ましい。光源は、そのスペクトルの発光を狭くするために、適宜にフィルターをかけることができる。この具体的な適用においては、約６２０ナノメーター未満の光線の発光を抑制するか完全に回避することが望ましい。
この方法の変法において、６５０から８００ナノメーターの間のかなり狭いスペクトル帯にその発光を限定するために、光源を更にフィルターにかけることができる。約１，０００ナノメーターに近付く、赤外線の近辺のより近くにピークをもつその他の光源もまた使用することができる。大部分の刺激可能な蛍りん光体は、４００ナノメーターに強力なピークをもち、３８０から４２０ナノメーターの間の領域の刺激に対して光線を発光する。この検出方法の裏にある理論的基礎は、刺激光線をほとんど完全に遮断する間に、大部分の刺激された蛍りん光体が光学装置を透過し、そして位置感受性の光線センサーにより検出させることである。これを達成するためには、赤色とＵＶ−青光線の間を極めて高度に識別できる、種々の市販のスペクトル帯通過（band-pass）フィルターがある。１つのこのようなフィルターはこの目的に非常に有効に使用できる、Schott BG-3フィルターである。約４−５mmの厚さのフィルターを使用することにより、赤色対ＵＶ−青通過の比率は１０^-10の次元である可能性がある。この種類の波長の識別は、当該分野で周知であり、そして、ラーマン分光分析法のような、その他の適用に対して使用されてきた。この具体的な適用において、１０^-8より大きい識別が必要である可能性があり、そしてこれは、より厚いスペクトル帯通過フィルターを使用することにより、又はスペクトル帯通過性光学被膜をもつ薄い基材を使用することにより、達成される。
レンズ連結の場合には、刺激可能蛍りん光体とレンズの間の広い距離のために、ＢＧ−３ガラスのような、比較的厚いフィルター部品を、非常に容易に適用できる。このフィルターは刺激可能な蛍りん光体と光線検出器の間のどこかに設置することができる。所望なら、蒸発法により典型的に適用されている、薄層のスペクトル帯通過フィルターを、基材上又はスペクトル帯通過フィルターガラス上に適用することができる。代替的に、レンズ自体又は光センサーですら、スペクトル帯通過フィルターとして作用することができる、多層の光学被膜でコートすることができる。
赤色光線に対する選択的識別及びＵＶ−青光線の通過がレンズ連結法により達せられるが、光学部品が相互に接触しており、そして非常に厚いスペクトル帯通過フィルターを使用する余裕が比較的少ないので、このタイプの波長の識別は、ファイバーオプチックの連結法においては、より困難である。しかし、赤色光線の選択的フィルターかけは、刺激可能蛍りん光体と光センサーの間のある地点に薄いコーティングを適用することにより達成することができる。これらのコーティングは具体的には薄層蒸着法（deposition）により実施されそして、極めて薄く、具体的には５０ミクロン未満にすることができる。
読み取り中、外囲い１５６０が該装置を完全に包囲しているフィルター装置の例は、図４０Ａ及び図４０Ｂと関連して示されている。図４０Ａにおいて、キセノンのアークランプのような広帯光源、機械的もしくは電子光学的シャッター１５０４、電磁スペクトルの、赤色又は赤外線において透過性で、青色、紫外線及び緑色領域で吸収する、スペクトル帯通過光学フィルター１５０６を示している。光学透過性の圧縮板１５１０の透過後、入射光は貯蔵シンチレーター１５１２上に衝突し、それが順次、第１のファイバーオプチック板又はカプラー１５１４、赤色で吸収しそして紫外線及び青色領域で透過する薄いスペクトル帯通過光学フィルター１５１６上に、異なる波長の光線を発する。フィルターの出口は第２のファィバーオプチック板１５１８及び領域検出器１５２０に直接連結している。
図４０Ｂに示されるレーザー装置１５５０は、ヘリウムネオン、又はダイオードレーザー、又は表面発光レーザーのようなレーザーを含む。ビーム型の出口を、シャッター１５０４（ピンホール）において使用することができ、ディフューザー又はミクロエクスパンダー１５０８の次に、立体光線モジュレーター及び、平行ビームを提供するエックスパンダーが続く。
読み出しの代替法は、照射光源と読みだしの間の早いタイミングを使用することであろう。蛍りん光体を刺激するために、非常に短い光線パルスを入射させることができる。これは従来のレーザー及びキセノンランプにより１０−２０ナノセカンドの期間を有するであろう。１０^-15秒の範囲の光線パルスを使用することができる。一例として、１０ナノセカンドの光線パルスを該装置上に入射させる。この電荷入射の直後に、残っている光線を空にするために２もしくは３回、全ＣＣＤを読み出す。この読みだしは、具体的には数ミクロセカンドの範囲の非常に短時間で実施することができる。ＣＣＤの除去後、ＣＣＤを感知モードに変えて、およそ１０ミクロセカンドの典型的な時間をもつ、刺激された蛍りん光体を検出する。刺激と蛍光の間の時間差が、ＣＣＤの読みだしの代替法を提供する。タイムゲート及びスペクトル帯通過フィルターの使用の組み合わせをもまた、光線が一連のフレームを発する時間及び／又は強度をモジュレートすることにより溢出を回避するために使用することができる。
増幅されたＣＣＤは、無定形ケイ素センサー、ＣＩＤのような類似のタイプの検出器を使用することにより、ミクロチャンネルの平板タイプか又は近接焦点映像増幅機を使用することにより提供され得る。増幅機の使用は、信号の増幅を可能にするのみならず、またＣＣＤをゲートする好都合な手段を提供することができる。この適用に使用可能かもしれない、具体的なＣＣＤの群は、Pixel Vision Corporation（Beaverton, Oregon）により最近製造されている電子衝撃（electron-bombared）ＣＣＤである。位置感受性光線増幅器及び管ベースのカメラもまた検出器として使用することができる。
代替的には、ファイバーオプチック板を、ＵＶ−青色領域（３８０−４２０mm）で光線を通過させる赤色吸収性ガラスで製造することができる。Schott BG-3タイプのガラスは一例である。この方法は、ファイバーオプチック板には比較的低い数値の開口部をもたらすが、しかしまた光センサー上ではかなり強力な信号に対する適宜な青色−ＵＶ光線通過をもたらす。
赤色及びＵＶ−青色の間の極めて高度な識別をもたらす薄層の光学コーティングを使用することができる。多層コーティング及び緑色による選択的識別もまた使用できる。従って、緑色発光の刺激性蛍りん光体もまた、この種類の適用に望ましい可能性がある。代替的には、蛍りん光体のＵＶ−青色光線を緑色に変換させるために、波長変更フィルターを使用することができ、そしてこの変換過程の他に（beyond）、多層光学コーティングが赤色及びＵＶ−青色の間を識別する。
この方法は、少なくとも２種の重要な目的：（１）それがレーザー走査を使用する代わりに、速写（snapshot）において全光線刺激可能板を読み取ること；及び（２）遅い走査のレーザー法によるよりも、より多くの有効な光線を読み取ること；を達成する。更に、本法はｘ線獲得過程をＣＣＤ読みだし過程から分離する。従ってＣＣＤの暗流は、大部分、それが読み出すのにかかる時間によるものでありそしてｘ線暴露の長さによるものではない。
本法は、特にＣＣＤにおいて深刻な問題であるピクセル電荷飽和を予防するために更に修正することができる。飽和度はｘ線露出時間により予測することができる；例えば、密度の高い又は厚い乳房を映像化するときは、長いｘ線露出が必要とされる。これは、胸部の下部の信号とＣＣＤ上の信号の間の大きな不一致が、ｘ線ビームがどの組織をも透過しない領域で非常に大きくさせる。この状態が電荷の溢れをもたらす。
その他の目的は、映像化センサーにおける電荷飽和を抑制するための装置を提供することである。これはｘ線露出時間をたどり、そしてそれに従う光線パルスの時間をモジュレートすることにより達せられる。例えば、非常に長いｘ線露出時間は有意な電荷飽和が期待できることを暗示している。この情報をもつことにより、光線パルス時間は減少されそしてそれにより、ＣＣＤ上に、より低い全体信号を発生させることが出来る。ある場合には、光線刺激可能蛍りん光体の平板の、全部ではない（less than full）放電が、十分に強力な信号を与えるので、飽和を回避できる。しかし、より強力な信号が必要な場合は、板中に貯蔵された残りのエネルギーを放出するために、更なる光線パルスを入射（inject）することができる。これは、その他のＣＣＤ又はその他の映像化検出フレームの獲得を必要とし、そしてフレームはコンピューター内に付け加えることができる。
代替的に、露出レベルは光線刺激可能蛍りん光体の早急なシンチレーションを記録することにより追跡することができる。多くのこれらの蛍りん光体はまた、ｘ線相互作用に対する反応として即座に光線を発する。ｘ線照射のレベルを算定するために、この光線をＣＣＤにより検出することができ、そしてこの情報を、照射時間情報の提供と同様に使用することができる。ピクセルの貯蔵はすべての前記の方法に使用できる。早急なシンチレーションは、所望なら、信号対ノイズ比率を増加させるために、最終信号に対する付加物（add-on）として使用することができる。光線刺激可能蛍りん光体が強力な早急シンチレーションを提供しない場合は、従来の蛍りん光体の、非常に薄い被膜を、光線刺激可能蛍りん光体の一方の面に適用することができ、それは照射期間中にりん光を発するであろう。
好ましい態様１３００のより詳細な図を図３７に示しており、そこでは線源１３０２が、刺激光線１３１０をｘ線貯蔵部品１３０４上に導いてそこに蛍光体を誘導する。蛍りん光は、この具体的な図においてはＣＣＤ部品のアレイである、領域検出器１３１２により検出される前に、スペクトル帯通過口（bandpass）フィルター及びファイバーオプチック板１３０８を透過して収集される。
図３８Ａは、線源１４０２から透過されたｘ線の収集後、１種類以上の光源１４０６がｘ線貯蔵部品１４０４を照射する、その他の好ましい態様１４００を示している。光源１４０６は、ｘ線収集を妨げずしかし貯蔵部品１４０４を移動させずに即座にデータを収集させるように部品１４０４の反対側に配置されている。図示された態様において、レンズ１４０８を検出器アレイ１４１２とともに使用する。貯蔵蛍りん光体の移送又は再配置を必要としない、鏡１４２２が入射ｘ線を蛍りん光体１４２０上に透過させる、もう１つの態様は図３８Ｂに示されている。次にレーザー１４３０及びビームエクスパンダー１４３２は、鏡１４２２によりスペクトル帯通過口フィルター１４１４、レンズ装置１４０８を通って検出器アレイ１４１２上に反射される発光を刺激する。
ＣＣＤ又は、無定型ケイ素のようなその他の光線検出器の付いた光線刺激可能蛍りん光体読みだしを使用する方法は、歯のｘ線映像化に特に適宜である。デジタルの歯の放射線撮影法への１つの方法は、口内プローブ（probe）の付いたＣＣＤを使用することであった。これらのプローブはＣＣＤ及び電子機器によりかさ張る傾向がある。ＣＣＤの冷却は実際的でなく、そして患者から患者への清潔なＣＣＤの映像化プローブを維持することに関連して更に経費がかる。
本発明の好ましい態様は、患者の口内に置かれる、光線刺激可能蛍りん光体を使用する。図３９に示されるように、ｘ線貯蔵蛍りん光体１５００は口腔内への挿入に適宜にさせる、例えば４cm²と２０cm²の間の次元をもつようにさせることができる。貯蔵部品１５００は、映像をとる歯に隣接して、患者の口内に挿入される、スリーブ又はカセット１５０４中に挿入されている、透過されたｘ線を吸収するスリップ（strip）１５０２を使用して挿入することができる。ｘ線映像を蛍りん光体中に貯蔵した後、蛍りん光体は口腔内から取り除き、前記のように光線に露出させて、デジタル映像を提供する。これは、最近の慣例に比較して多くの利点を有する。例えば、これは各口内挿入後のＣＣＤプローブの清浄化の経費を排除させる、簡単な廃棄可能製品を提供する。蛍りん光体もまた、清浄化して再利用できるか又は大量にまとめて再利用することができる。カセットは口内への挿入時に曲げる事が出来るように柔軟であるか、あるいは蛍りん光体は、それの変形を予防するためにファイバーオプチックの板のような硬い支持体に連結されることができる。
ＣＣＤを含む、ある種の平板領域映像化検出器は、４００−７００nmの間の波長域で、より高い収集効率を有する。５００−７００nmの間の範囲で発光するＬｉＴａＯ₃：Ｔｂ³⁺（Journal of Applied Physics, 79（6）2853を参照願いたい）、４４０nm付近で発光するＫＢｒ：（Phys. Stat. Sol（b）, 180 K31, 1993を参照願いたい）、７００nmまでで発光することができるＹ₂ＳｉＯ₅：Ｃｅ、Ｔｂ、Ｚｒ（Mat. Chem. & Physics 38（1994）191を参照願いたい）、４５０nm付近で発光するＢａ₅ＳｉＯ₄Ｂｒ₆（Mat. Chem & Physics 21（1989）261-70を参照願いたい）、５００−７００nmの範囲で発光するＬａ Ｏ Ｂｒ：Ｔｂ（その内容を本明細書に、引用することにより取り込まれている、米国特許第４，２３６，０７８号明細書を参照願いたい）並びに、６４０nm付近で発光する、ＣａＳ：Ｓｍ、Ｅｕを含む、この領域で発光する光学貯蔵物質がある（前記の参照発行物は引用することにより本明細書に取り込まれている）。これらの光学貯蔵物質はｘ線を吸収しそして可視領域、特に４５０nmを越える領域で発光する、光線刺激可能な又は光学刺激可能な部品として使用することができる。
本発明は特に、その好ましい態様に関連して示しそして説明されたが、付記の請求の範囲により定義されたような本発明の精神及び範囲から逸脱することなしに、その中の形態及び詳細の種々の変更をすることができることは、当業者には理解されるであろう。

Claims (17)

1. ２種のエネルギーで放射線を放射するｘ線源；
   第一のエネルギーを検出するための第一の検出器及び第二のエネルギーを検出するための第二の検出器を具備する２種エネルギーの骨密度計において、
   該第一の検出器が、放射された放射線の第一のエネルギーに対応する第一のエネルギーパターンを検出する平板集積回路検出器アレイを含み、
   該第二の検出器が、放射された放射線の第二のエネルギーに対応する第二のエネルギーパターンを検出する平板集積回路検出器アレイを含み、
   更に、該第一のエネルギーパターン及び該第二のエネルギーパターンを使用して、骨の密度を決定するプロセッサを具備する
   ことを特徴とする２種エネルギーの骨密度計。
2. 第一の検出器が第二のエネルギーに伝達性である請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
3. ｘ線源及び第一の検出器の間に、第一のシンチレーターを更に含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
4. ｘ線源と第二の検出器の間に、第二のシンチレーターを更に含んでいる請求項３に記載の２種エネルギーの骨密度計。
5. 第一のシンチレーターと第一の検出器の間に、ファイバーオプチックのカプラーを更に含んでいる請求項３に記載の２種エネルギーの骨密度計。
6. 患者に対して光源、第一の検出器及び第二の検出器を走査するための走査用集合装置を更に含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
7. 各検出器アレイが、無定型ケイ素又はセレン検出器を含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
8. 各検出器アレイが電荷入射装置を含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
9. 各検出器アレイがＣＭＯＳ検出器を含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
10. 第一のシンチレーターと、前記第一のシンチレーターから第一の検出器へ光線を連結するための光学装置とを更に含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
11. 光学装置がファイバーオプチックの装置を含んでいる請求項１０に記載の２種エネルギーの骨密度計。
12. 前記光学装置が鏡を含んでいる請求項１０に記載の２種エネルギーの骨密度計。
13. 前記光学装置が第一の経路に沿って高エネルギーＸ線を透過させ、そして第一のシンチレーターからの光線を、第一の経路に対して角度をもつ第二の経路に沿って第一の検出器に導く請求項１０に記載の２種エネルギーの骨密度計。
14. 第一の検出器上に光線を発する第一のシンチレーター及び、第二の検出器上に光線を発する第二のシンチレーター、を更に含んでなる２種エネルギーの骨密度計であって、第一及び第二のシンチレーター並びに第一及び第二の検出器は接着されてラミネート構造を形成する請求項７に記載の２種エネルギーの骨密度計。
15. 第一の検出器アレイ及び第二の検出器アレイが基材の層を通して接着されている請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
16. 患者に対して第一及び第二の検出器を配置するための装置を更に含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。
17. 散乱防御用グリッドを更に含んでいる請求項１に記載の２種エネルギーの骨密度計。

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