JPH08503153A

JPH08503153A - 小型ｃ型アーム式骨の断層撮影走査装置

Info

Publication number: JPH08503153A
Application number: JP6512348A
Authority: JP
Inventors: リチャードビーメイザス; ジェームズエーハンソン; ジェイムズジーデルヘリー; ノーバートジェイペルク
Original assignee: ルナーコーポレイション
Priority date: 1992-11-16
Filing date: 1993-11-12
Publication date: 1996-04-09
Also published as: US5287546A; EP0768061A1; DE69318853T2; EP0682497B1; AU682480B2; WO1994010908A2; DE69318853D1; CA2148912A1; EP0682497A1; AU5601094A; WO1994010908A3

Abstract

(57)【要約】改良された角度の回転を行う修正したＣ型アームの幾何学によって走査放射線撮影とコンピュータ断層撮影の両者を提供するＸ線画像装置である。完全な断層投影セットの欠けた投影を生成する評価技術が使用されており、限定された大きさの検出器（５０）は、患者（脊椎６５のようなもの）に特有の構成の緻密な対象物の断層画像の再構成に要する大量のデータを減少する。外部体積から内部構造を隔離する二重エネルギー技術の適用によって視野における外部体積によるアーチファクト画像の取り込みが減少される。

Description

【発明の詳細な説明】小型Ｃ型アーム式骨の断層撮影走査装置本願は、１９９２年９月１４日に提出された「デジタル放射線撮影により脊椎形態を分析するための方法」という名称の出願番号０７／９４４，６２６の一部継続出願である１９９２年１１月１６日に提出された「骨の走査のための患者定位装置」という名称の出願番号０７／９７６，７６７の一部継続出願であり、また１９９２年３月３１日に提出された「緻密埋込み構造を画像化するための縮小視野装置」という名称の出願番号０７／８６０，８１８の継続である１９９３年４月２２日に提出された出願番号０８／０５２，２２８の一部継続出願である。技術分野本発明は放射線撮影装置に関するものであり、さらに詳しくは、骨密度および骨の形態を調べるため、患者を放射線撮影走査、または断層撮影走査するための多機能装置に関するものである。背景技術走査放射線撮影走査放射線撮影装置は、広域円錐状ビームではなく、視準した狭い放射ビームである、典型的にはＸ線である扇状ビームまたはペンシル状ビームを用いる点で従来の放射線撮影装置とは異なっている。走査放射線撮影装置に用いられているビームのサイズが小さいので、従来型放射線撮影装置で用いられている放射線撮影フィルムの画像形成薄板を、面積の小さい電子検出素子またはこのような素子のアレイによって置き換えることができる。放射された放射線を受ける検出素子は電気信号を発生し、後の画像の形成、あるいはコンピュータによってその他の処理を行うために、アナログ・デジタル変換器によってデジタル値に変換される。放射された放射線の測定を量子化する能力は、アナログ・デジタル変換器によるデジタル化によって達成されるが、これによって、放射線「減衰」画像が形成されるだけでなく、二重エネルギー法によって減衰物質の組成を数学的に分析することができる。一般には、"Generalized Image Combinations in Dual KVP Digital Radiography,"by Lehmann et al.（M ed.Phys.8（5），Sept/Oct 1981）（二重ＫＶＰデジタル放射線撮影における一般的な画像組合わせ）を参照のこと。このような二重エネルギー法は、例えば骨と軟部組織を区別するために、二種のエネルギーの放射線の減衰を定量的に比較する。二重エネルギー法によって骨質量を測定でき、このような測定は骨粗鬆症、その他の骨疾患の治療で重要である。走査放射線撮影装置で用いる放射線ビームの面積が限られているため、従来のような画像を形成するときには、一定の面積上でビームを動かさなくてはならない。典型的には場合には、ペンシル状または扇状ビームを測定する領域をラスターパターンで走査し、各走査線はペンシル状または扇状ビームの幅だけ分離し、走査方向は一般に放射線の方向に対して直角である。走査放射線撮影装置により形成された画像は、通常の広帯域ビーム放射線撮影装置による画像よりも正確である。このように精度が高いのは、広域円錐状ビームに比べて、放射線の主軸からのペンシル状または扇状ビームの分散が限られていることによる。このようにペンシル状または扇状ビームの視準軸が狭いため、投影された画像の「視差」が減少し、背骨の中の椎骨のような構造物についてきわめて正確な形態学的測定値を得ることができる。このような形態学的測定値を用いて、椎骨のさまざまな寸法を調べ、骨粗鬆症などの骨疾患の一つの要素である圧挫やその他の変形を検出する。たとえば、下記を参照のこと。Minne et al. ，"A Newly Developed Spine Deformity Index（SDI）to Quantitate Vertebral Crush Factors in Patients with Osteoporosis,"Bone and Mineral，3:335-34 9（1988）（骨粗鬆症患者での椎骨圧挫要因を定量化するため新しく開発された脊椎変形指数（ＳＤＩ））；J．C．Gallagher et al.,"Vertebral Morphometry ：Normative Data,"Bone and Mineral，4:189-196（1988）（脊椎形態測定；基準データ）；Hedlund et al.,"Vertebral Morphometry in Diagnosis of Spinal Fractures,"Bone and Mineral，5:59-67（1988）（脊椎骨折の診断における脊椎形態測定）；Hedlund et al.,"Change in Vertebral Shape in Spinal Osteoporosis,"Calc ified Tissue International，44：168-172（1989）（脊椎骨粗顆症における脊椎形態の変化）。骨の形態学的測定のための自動測定法は、１９９２年９月１４日に提出された「デジタル放射線撮影により脊椎形態を分析するための方法」という名称の米国特許出願番号０７／９４４，６２６に述べられており、この出願は本願と同じ譲渡人に譲渡され、参考文献としてここに組み入れられている。正確な形態学的測定を行い、各種人体構造について臨床的に貴重な二重エネルギー測定を実施するためには、患者のまわりに異なった角度で放射線源と検出器を容易に配置できなくてはならない。さらに、それぞれの角度において、必要な走査を行うためには、放射線源および検出器は患者から必要なだけ離れていなくてはならない。コンピュータ断層撮影コンピュータ断層撮影装置（ＣＴ装置）では、放射線源と検出器を患者のまわりに画像形成面内において構台上で回転させ、異なった角度で対象物が測定できるようにする。それぞれの角度で患者を通る異なる放射線またはビームに沿って放射線の減衰測定値を含む投影データが得られる。異なるそれぞれの角度での投影データがまとめられて、断層撮影投影像が形成される。標準的には、各投影のビームが平行なときには、投影像は１８０度と同様の範囲を得られなくてはならない。完全な投影像が得られなければ、あるいは患者の全幅にわたって各角度で測定されなければ、再構成された画像にアーチファクトが現れる。扇状ビームＣＴ装置では、放射線源からの放射線は画像面内で扇状に形成され、患者の全幅にわたって画像面のまわりに各角度で同時に多重ビームが測定される。このような扇状ビーム装置は、各位置でペンシル状ビームで走査する装置とは対照的に投影像が得られる速度を大きく増大させることができるが、検出器はビームの扇状部全体を一度に捕捉できるための充分な幅がなければならない。得られた断層撮影投影像は通常はコンピュータ処理のため数値の形で記憶され、技術的に既知の再構成アルゴリズムに従って断面画像に「再構成」される。再構成された断面画像は従来型のＣＲＴ管に表示し、あるいはコンピュータ制御カメラによってフィルム記録に変換することができる。走査放射線撮影およびコンピュータ断層撮影を行うのに必要な構成要素の多くは類似しており、これはとくに走査放射線撮影が二重エネルギー測定で行われ、コンピュータによる再構成を行う場合について言える。このため、とくに充分な大きさのＣＴスキャナーを利用できないような医療施設では走査放射線撮影装置と断層撮影装置の組合せは、費用の点で魅力的である。しかし、このような組合せ型装置の設計にはいくつかの大きい難題がある。まず第一に、ＣＴ構成のために患者の完全な投影像を得る必要があり、そのためには放射線源と検出器を支持するため、大型で複雑な回転式の構台を必要とする。その構台の機構は高価であり、小さな医療施設や、多くの診断手順にとっては、実用的とは言えない。この点で、現在の大多数のＣＴスキャナーは実際に走査放射線撮影を実施できるが、その価格が実際的でないため、この目的のためにはあまり使用されない。第二に、実際のＣＴ走査速度では、大量の投影データを得て処理するためには、大型の多重素子からなる検出器と高速データ処理装置が必要である。これらの要素は、ＣＴの性能を高価なものとする一因となる。発明の概要本発明は、断層撮影装置として実用的である小型で費用有効性の高いＣ型アーム式構台と小型検出器アレイを備えた走査放射線装置を提供する。Ｃ型アームの幾何学的構造では通常は断層撮影に必要な完全投影像を得ることができないが、本発明はＣ型アームの回転自由度を増し、完全投影データがなくても再構成を提供する。小型検出器は、高速処理装置の必要度を低下させる。データの完全ビーム幅を得られない小型検出器のために生じるアーチファクトを二重エネルギー測定によって抑えることができる。とくに、本発明のＸ線装置は、第一および第二直角軸に沿って、患者に対してパレットを動かす軌道を含んでいる。カラーがパレットに取付けられ、Ｃ型アームを保持し、Ｃ型アームはカラーを貫いて摺動し、その両端が患者のまわりで、多数の角度のうちの一つへと回転する。放射線源と検出器がＣ型アームの両端に取付けられ、各角度で両端間の軸に沿ってエネルギー減衰測定値を提供し、このような測定値がコンピュータによって受信される。コンピュータは記憶したプログラムによってＣ型アーム、放射線源、検出器を制御し、Ｃ型アームを各角度で回転し、各角度での減衰測定値を記憶する。そのあと、コンピュータは記憶した減衰測定値を断層撮影画像に再構成する。Ｃ型アームは、カラー内部において受け止められる弓形のアームと、アームの一端から様々な距離まで内側へ摺動させるためアームに取付けた可動台によって構成されている。放射線源と検出器のうちの一つを、可動台に取付けて、いっしょに動くようにしてもよい。このように動かすことによって、Ｃ型アームの角度範囲を広くすることができる。これに加えて、またはこれとは別に、弓形のアームの一端にスリーブを取付けて、弓形のアームから突出した取付端に支持梁を保持し、スリーブ内で梁を摺動させて弓形のアームの端部からさまざまな距離に伸ばすようにすることができる。放射線源と検出器のうちの一つを取付端に取付けて、梁の摺動といっしょに動かすようにしてもよい。この場合にも、Ｃ型アームの有効角度範囲を増すことができる。コンピュータは、さまざまな距離で得た減衰測定値から、さらに減衰測定値を推定して、断層撮影投影データセットを完成することができる。このような投影測定値によって、Ｃ型アームに必要とされる角運動を小さくすることができる。本発明の目的は、走査放射線撮影法と断層撮影画像形成法のため、有効な構造のＣ型アームを用いる方法を提供することである。検出器は、放射線源と検出器の間に位置した平均的患者の全幅近くまでひろがる扇状の放射線を受けることができ、二種のエネルギー水準で減衰を示す個別の減衰測定値を定める。コンピュータは、減衰測定値を処理して、ただ一種の物質の減衰にもとづいた減衰測定値を定める。本発明のもう一つの目的は、椎骨のような、患者の体内の区別可能な物質の緻密（compact）構造を画像化するときに、処理する必要のあるデータ必要量を制限することである。二重エネルギー測定によって、緻密構造を周囲の組織から分離し、ＣＴ再構成にあたって部分体積画像アーチファクト、たとえば、一部投影データにはあるが他の投影データにはない軟部組織から生じるアーチファクトをなくすことができる。放射線源は扇状ビーム面に沿って広がる扇状ビーム放射線を放出し、検出器は検出素子の線形アレイとすることができ、各素子は扇状ビームのうちの一本の放射線に沿って放射線強度を測定する。扇状ビームと検出器アレイはＣ型アームに取付け、扇状ビームと検出器アレイが、放射線源と検出器アレイを結ぶ扇状ビーム軸のまわりを回転できるようにする。本発明のもう一つの目的は、Ｃ型アームによって位置決めを行い、任意の角度で患者を走査でき、一つの走査軸が線形アレイの検出素子の電気的走査によって得られるようにすることである。放射線源と検出器が両者を結ぶ直線のまわりを回転できるという事実によって、扇状ビームの方向を調節することにより走査方向を変えることができ、走査方向を扇状ビーム面の方向に対して直角に保つことができる。走査方向を調節できるため、空間内の隣接する各点をほぼ同時に走査するよう走査パターンを選ぶことによって、得られるデータに対する患者の動きの影響を低下させることができる。扇状ビームのための検出器アレイを放射線源とは独立して回転し、構台が動く間にその掃引体積を小さくすることができる。本発明のさらに他の目的は、検出器アレイとテーブルとを衝突させないで構台の大きさを小さくすることである。掃引体積を最も小さくする方向への検出器アレイの回転は、構台の変形なく、検出器アレイが、新しい位置への構台の移動の間に、テーブルの減少した幅の部分を通過することを許容する。一つの具体化は、取付端のある支持ビームを、スリーブをそなえたＣ型アームの第一端に取付け、この第一端がさまざまな距離だけ摺動するようにする。放射線源または検出器のうちの一つを支持ビームの取付端に取付ける。さらに放射線源または検出器のもう一方を、第二端からＣ型アームの内径に沿って摺動する可動台に取付ける。本発明のさらにもう一つの目的は、Ｃ型アーム構造を用いながら患者のまわりでの検出器と放射線源の角度方向に最大の範囲を保つことである。摺動する支持梁と可動台によって、Ｃ型アームの形状によって通常可能な範囲を超えた角度範囲に効果的に広げることができる。放射線源と検出器を実質的に直角方向に配置し、これらのそれぞれの角度で患者を走査し、第一および第二画素アレイを得るものとし、各画素は患者の対応する部位における骨質量を表わすものとする。第一の角度における画素アレイを分析して、主走査方向に対応する画素アレイ軸に沿った各点での複数の骨質量中心点を求める。この主走査方向で第二角度での患者を走査する間に、患者に対する検出器の位置を、求めた骨質量中心点に合わせて調節する。検出器は質量中心点によって示される患者の重心に対して、本質的に一定の距離を保つよう調節され、従って脊椎は一定の倍率で表出される。あるいは検出器が受ける放射線の角度を調節して、画像形成点で脊椎に対し実質的に直角となるようにする。本発明のさらにもう一つの目的は、異なる角度で二種の走査を用い、第一走査により形態学的測定に用いる第二走査を修正することである。第二走査中に検出器の位置を調節することによって、得られる画像の忠実度を寸法測定のために向上させることができる。走査中に得られた画素のヒストグラムを検討して、画素密度の関数としての画素数を示す多重モード密度ヒストグラムを編集する。このヒストグラムから、軟部組織と、骨などの硬部組織の平均密度値に対応する軟部組織平均値と硬部組織平均値を定める。硬部組織平均値と軟部組織平均値の差にもとづいて得た硬部組織平均値の上部の閾値を求め、閾値より上部の画素を無視して硬部組織平均値をも再計算する。計算した硬部組織平均値の変化が所定の閾値より小さくなるまでこの手順をくり返し、この硬部組織平均値を関心のある領域の密度とする。本発明の他の目的は、骨密度および他の骨測定値の計算から、オステオパス（ｏｓｔｅｏｐａｔｈ）、すなわち正常骨よりも密度の高い骨部分の影響を除くことである。オステオパスが正常骨の密度の値に近いと、単純な閾値法では不正確な結果となる。本発明の前記およびその他の目的と利点は下記の説明から明らかとなる。説明では付属図面を参照するが、図面は本発明の一部であり、本発明の好ましい実施例を示している。しかし、このような実施例は必ずしも本発明の全範囲を示すものではなく、従って本発明の範囲を理解するためには特許請求の範囲を参照すべきである。図面の簡単な説明図１は、本発明の透視図であり、放射線源と検出器をそなえたＣ型アームと、患者が近づくことができるように配置されたテーブルとコンピュータを示している。図２（ａ）と図２（ｂ）は、図１のテーブルの平面図と立面図であり、砂時計状のテーブルを表わし、また本発明で用いる二つの可能な走査パターンを示している。図３（ａ）は、図１で示される線３（ａ）−３（ａ）に沿ったテーブル表面の上向き曲面と、テーブルを上下に動かすための機構、およびテーブルの下部を示している。図３（ｂ）は、図３（ａ）の線３（ｂ）−３（ｂ）での支持部の断面図である。図４は、放射線源と検出器に関連したテーブルの部分的拡大図であり、視差の問題に関連して、放射線の広がりに対するテーブルの高さの影響を示している。図５は、図１で線５−５で示される構台の断面図であり、構台のＣ型アームの一端からさまざまな距離で放射線源を保持する内部スリーブ支持梁を示し、またＣ型アームの動きと摺動する支持梁によって生じるさまざまな移動半径を示している。図６は、縦軸に沿った図１の密度計の立面図であり、患者の脚を内側へ回転せずに患者の大腿骨の適切な画像化のためのＣ型アームの回転中心の移動とＣ型アームの回転を示している。図７は、図１のテーブルの部分的平面図であり、検出器アレイが第一位置にあるときのテーブルと検出器アレイの干渉を鎖線で示し、また検出器アレイが第二位置にあるときの隙間を示している。図８は、放射線源の分解図と検出器の透視図であり、コリメータの動きによる扇状ビームの回転と、検出器アレイの対応する動きを示す。図９は、図１のＣ型アームのための支持機構の切欠き透視図であり、構台のパレットに対する、またパレットのｘおよびｙ方向移動に対するＣ型アームの回転を示している。図１０は、患者の脊椎の前方および後方概略図であり、分析のための画素への椎骨の解像度を示している。図１１は、硬化症に見られる患者の椎骨の外側面における図１０の脊椎の弯曲を調べる各段階を示すフローチャートである。図１２は、第一実施例によって図１０の密度測定に従い、側面画像で脊椎の弯曲を追跡する、図１のＸ線源と検出器の動きを示す概略の平面図である。図１３は、第二実施例によって図１０の密度測定に従い、側面画像で脊椎の弯曲を追跡する、図１のＸ線源と検出器の動きを示す概略の平面図である。図１４は、Ｃ型アームに対する検出器の動きを示している図１の検出器の細部の立面図である。図１５は、Ｃ型アーム自体に対する放射線源と検出器の動きによってＣ型アームにより得られる有効角度範囲が増大することを示すＣ型アームの動きを表す概略図である。図１６は、患者の対象領域内での画素密度の単純化したヒストグラムであり、四つの密度範囲またはモード、すなわち、軟部組織、硬部組織（骨）、オステオパスおよび金属への画素の集中を示している。図１７は、オステオパスによる画素を識別し遮蔽するための図１のコンピュータの操作方法を示している。図１８は、Ｃ型アームと患者の概略立面図であり、対象の際だって見える緻密な構造のまわりの人体内の「外部体積」を示し、この外部体積が、視野の扇状ビーム内にないが、Ｃ型アームの角度によっては扇状ビームを減衰させることを示している。図１９は、本発明の各部分の構成図であり、コンピュータ断層撮影方法に用いられる各部分を示している。望ましい具体例の説明Ｉ．密度計の一般的特徴図１によれば、本発明に基づいて製作された骨密度計１０は、患者１４を検査の前または後では座位に（図参照）、または検査中はテーブルの縦軸１６に沿って仰臥位に支えるためテーブル１２を含んでいる。テーブル１２は、発泡プラスチックを中心とし、その上にエポキシ含浸炭素繊維を積層加工したものである。この材質はきわめて軽量であり、従って一般に放射線透過性であり、剛性である。さらに減衰は極めて一様であり、放射線撮影画像にアーチファクトが入るのが防止される。テーブル１２は縦軸１６方向では断面が一般に線形であり、縦軸１６に対して直角の横軸１８方向では断面は上向き凹面である。従ってテーブル１２は谷型平面となっていて、横方向曲面によって縦方向の屈曲に対して抵抗が強くなっている。支柱２０がテーブル１２の縦方向端部を保持している。支柱２０は、検査を受ける患者の典型的な身長よりも大きい距離だけ離れていて、支柱２０が走査を妨害したり、また測定放射線を減衰させないようになっている。テーブル１２は縦方向に剛性であるため、両支柱２０間で支持物なしに水平に伸びていて、このため放射線を減衰させる追加構造物はない。図２（ｂ）に示した一つの実施例では、テーブル１２の横幅は縦方向に沿って変化し、支柱２０の近くで最も広く、すなわち患者１４がテーブル１２上で仰臥位にあるときは患者１２の頭部と足の部分の近くで最も広く、患者が仰臥位にあるとき、患者の脊椎の部分に対応するテーブル１２の中央部で最も狭くなっている。このテーブル１２が狭くなっているため両横縁部からテーブル中央に向けて内側に二つの丸味をおびた切込み２４が形成され、縦軸１６および横軸１８に対して直角の垂直軸２２に沿って見ると、テーブルは砂時計状となっている。図１、３（ａ）および３（ｂ）によれば、支柱２０は上へ向かって延びる柱２６のまわりに垂直方向に下に向かって延びて、柱２６は、その下端が骨密度計１０を支持する基台２８に取付けられている。支柱２０はそれぞれテーブル１２の幅にわたって延び、テーブル１２の両端に取付けられた水平方向の軒縁と、外枠２３に取付けられた一組のローラー１７により誘導されて、柱２６と係合して垂直方向に摺動し、柱２６を取り囲む垂直のチャネル型外枠２３とを含んでいる。外枠２３は、従って支柱２０は、アクチュエータ３０によって垂直方向に調節され、アクチュエータはそれぞれ、外枠の外壁に取付けられたナット２７と、一端でナット２７に接し、他端でナットの下で基台２８に取付けられた垂直駆動装置２５に接している案内ねじ２９を含んでいる。共通の駆動軸３１が各垂直駆動装置２５を単一のステップモータ（図示せず）に接続して、駆動軸３１が回転すると、垂直駆動装置２５が、従って案内ねじがタンデム式に回転し、テーブルの水平姿勢を維持しながら、支柱２０上でテーブル１２を上下に動かす。ステップモータによるステップの数は、テーブルの高さの変化に単純に比例している。図１と図９を参照すると、基台２８は、横切って延びる構台パレット３４を支えるための軌道を形成する２本の縦方向レール３２を有しており、またこれによって（軸１６により示されるように）密度計１０のほぼ全長にわたって構台パレット３４を縦方向に配置することができる。構台パレット３４は、横方向レール３３を含み、これはレール３２内に取付けられたローラー（見えない）によって支持され、ステップモータで駆動される可撓性ベルトによって駆動される。構台パレット３４のレール３３上には、スライダ３６が載置されていて、これはステップモータ駆動ベルト３７により横方向に移動する。スライダ３６はターンテーブル３９を支持し、ターンテーブルは垂直方向の回転軸１９を備え、ステップモータ駆動ベルト４１によって回転する。先に述べたように、ステップモータ駆動ベルト３５、３７および４７は、各ステップを照合することによりそれぞれの構成要素の正確な動作の決定を行うことは、当業者には理解されであろう。ターンテーブル３９はＣ型アームのカラー３８を支えている。カラー３８は一般に円弧状であり、Ｃ型アームを取り囲んで摺動可能なように保持し、Ｃ型アーム４０の本体がカラー３８を通って摺動するにつれて、Ｃ型アームの両端はアイソセンタ４２のまわりを回転できる。Ｃ型アーム４０はＡｌｄｏｎａＡ．ＳｉｃｚｅｋおよびＢｅｒｎａｒｄＷ．Ｓｉｃｚｅｋに付与された米国特許４，９５５，０４６（Ｘ線診断検査のためのＣ型アーム（”C-Arm for X-ray Diagnost ic Examination”）に述べられているように作製される。Ｃ型アームは、技術的に既知である電動式であり、カラー３８内のＣ型アーム４０の位置を遠隔制御できる。後に詳しく述べるフィルタおよびコリメータとともにＸ線管を含んでいる放射線源４４は、支持梁４６によってＣ型アーム４０の一端に取付けられ、一般的にはアイソセンタ４２に向かうビーム軸４９に沿った一つの多色Ｘ線扇状ビーム４８に直接に向けられ、止め板５２に取付けられてＣ型アームの反対端に設けられた線形検出器アレイ５０に向けられる。同時に、パレット３４とスライダ３６の動作は、密度計１０の検出器５０と放射線源４４による走査を許容し、それ故に、ターンテーブル３９の動作は、あとで述べるように、それぞれの患者１４に対してビーム軸４９の角度を調節を可能としている。スライダ３６の動作は走査だけに限定されず、カラー３８内でのＣ型アーム４０の回転と関連して、仰臥位にある患者１４を動かさずに体内の特定の構造を画像化するのに用いることができる。図６を参照すると、仰臥位の患者１４の大腿骨５３の画像化は、理想的には垂直線からおよそ２０〜２５度の角度で行われる。従来技術による装置では、このためには患者１４の脚を内側へ無理に回転させなくてはならなかった。本発明の能力は、Ｃ型アーム４０の回転と、横軸１８に沿ったスライダ３６の移動が、このように、アイソセンタ４２を移動し、患者１４を移動せずに画像化が行える。とくに、Ｃ型アーム４０の希望角度は簡単に選択され、ビーム軸４９が大腿骨５３と整列するようにスライダ３６が移動される。個々の検出素子からなる検出器アレイ５０の使用は、各素子が扇状ビーム４８のうちの一つの放射線の減衰を読み取るよう走査するので、パレット３４およびスライダ３６の動きが単一平面に限定されるのとは無関係に、実質上Ｃ型アームがどのような角度であっても走査を行うことができる密度計１０を提供する。走査は、一次走査の軌跡を扇状ビーム軸４９に対して直角方向に選択し、軌跡と関係したＣ型アーム４０の動作を生じる、パレット３４とスライダ３６の適正な動きを定めるパレット３４とスライダ３６の移動面上での軌跡の保護を計算することによって達成される。以下に述べるように、扇状ビームと検出器は扇状ビーム軸４９のまわりを回転し、扇状ビーム４８の面が走査によって形成される軌跡に対して直角方向となり、検出素子の走査により、一次走査の軌跡に対して直角方向の第二方向の走査が行われる。あるいは、パレット３４およびスライダ３６と組合せたテーブル１２の上下動が提供する３つの直交線の動作は、コンピュータ５６の制御によって、当業者にはよく理解される基本的な三角法の関係によって任意の一次走査軌跡と二次の直角走査運動を行うことによって行うことができる。従って、この密度計１０は、前方方向、後方方向、側方方向だけでなく、Ｃ型アームがどの角度にあっても走査画像が得られる。Ｃ型アーム４０）スライダ３６、パレット３４のこれらのそれぞれの動きはすべて技術的に既知の表示端末５８とキーボード６０を備えたコンピュータ５６により制御される。上記で述べた各構成要素に関連してモータにステップ命令を送ることによって、コンピュータ５６はこれらの構成要素を制御し位置を定める。例えば、アクチュエータ３０によるテーブル１２の高さを調節し追跡することである。同様に、コンピュータ５６は、大腿骨５３を走査して画像化するに当たってはＣ型アーム４０の角度位置ならびに支持梁４６の動きを記述したように、スライダ３６および構台パレット３４の動きを制御する。また、コンピュータ５６は放射線源４４をオンまたはオフにし、重要なことには、患者１４について一連の測定点（画素）を得るために、線形検出器アレイ５０のそれぞれの素子からデジタル化された減衰データを収集することである。線形検出器アレイ５０は、光検出器で検出されて対応する電気信号を発生する可視光にＸ線を変換するシンチレーション物質を有する技術的に既知であるシンチレーション型検出器でもよい。検出器アレイ５０の各検出素子４７には２個のシンチレータと光検出器が並んで組込まれ、二つのエネルギーバンドのうちの一つで、多色性扇状ビーム４８のＸ線流入量を測定し、走査中に各走査点で二重エネルギー測定値を定める。上に述べたように、このような二重エネルギー測定によって患者１４の組織を検出素子４７に関連して所定点で測定し、その組成によって、たとえば骨または軟部組織と確定する。 II．密度計の操作Ａ．側方および前方／後方配置図１５に示すように、放射線源４４と検出器アレイ５０をカラー３８に対して配置し、ビーム中心軸４９を実質的に水平にして、患者１４がテーブル１２上で仰臥位にあるとき、患者の側方走査が行えるようにする。この側方位置は、仮想の放射線源４４″、ビーム中心軸４９″および停止板５２″により示されている。側方位置では、ビーム中心軸４９″はアイソセンタ４２と交差する。また図２（ｂ）に示すように、この側方走査中に、切込み２４によって、重要な脊椎部位でのプロフィルを小さくして、テーブル１２による放射線扇状ビーム４８の減衰をなくする。Ｃ型アーム４０をカラー３８を通して摺動させて、検出器を仮想の放射線源４４′で示した位置に移動させる。これは角度的には放射線源４４″の位置からほぼ約１８０※からカラー３８の角度範囲を減算した角度だけ移動したところにある。止め板５２は放射線源４４′に１８０度の位置で対向する止め板５２′により示された位置に移動する。Ｂ．断層撮影走査カラー３８の角度範囲によって、放射線源４４と検出器５０がアイソセンタ４２のまわりで向き合っているときには、Ｃ型アーム４０が動いて角度範囲で１８０度に近づくのが防止される。この理由は、Ｃ型アーム４０に沿ったカラー３８の広がりは有限であり、Ｃ型アームを回転させるときＣ型アームの全長にわたることを防止するからであり、Ｃ型アームは通常は１８０※だけ延びて、放射線源４４と検出器アレイ５０がアイソセンタ４２のまわりで互いに向き合う。本発明では、支持ビーム４６上で放射線源４４を延ばし、Ｃ型アーム４０内に形成された軌道上で止め板５２を摺動させることによって、角度範囲を大きくすることができる。また、図５を参照すれば、支持梁４６は通常は弓状であり、第１実施例での半径Ｒ₁はＣ型アーム４０の半径Ｒ₂に等しい。この弓状の支持梁４６は軌道６２上のローラー４３によって支えられて、Ｃ型アーム４０の端部から伸縮し半径Ｒ₁ によって形成される弓状内で放射線源４４を移動させる。支持梁４６の動きは、Ｃ型アーム４０内に保持され、支持梁４６の最も内側の端とＣ型アーム４０の内側部分（図示せず）に取付けたアクチュエータ６３によって行われる。アクチュエータ６３はステップモータ（図示せず）によって駆動され、コンピュータ５６の制御によって作動し、放射線源４４を滑らかに制御して動かすことができる。また、図１４を参照すると、検出器５０を保持する止め板５２が、可動台５４に取付けられて、Ｃ型アーム４０の内面に形成された軌道に沿ってローラー５５上を摺動する。止め板５０がカラー３８内のＣ型アーム４０の位置と無関係に動くよう、また止め板５２がＣ型アーム４０に対してカラー３８を過ぎて、鎖線の放射線源４４′の位置に向かって動くように軌道を配置する。Ｃ型アーム４０に対する止め板５２の動きは、当業者には自明の方法によって、ステップモータ駆動ベルト（図示せず）を経てコンピュータ５６により制御される。再び図１５を参照すると、放射線源４４がＣ型アーム４０の一端を通り越して動き、止め板５２と検出器５０がＣ型アームの他端から内側へ動くことによって、ビーム軸４９の角度の有効範囲が増大し、実質的に１８０度が得られる。また、図５を参照すると、もう一つの実施例では、半径Ｒ₂はＲ₁に等しく設定されてはいない。とくに、Ｃ型アーム４０の半径Ｒ₂は、Ｃ型アーム４０からアイソセンタ４２までの距離である。しかし、支持梁４６の半径Ｒ₁は、放射線源４４と止め板５２の間の距離であり、Ｒ₂のほぼ２倍である。したがって、支持梁４６が延びると、放射線源４４が動いて、止め板５２′を動かすことなしに、鎖線で示した仮想の止め板５２′の検出器アレイ５０にビーム中心軸４９が保持される。この実施例では、Ｃ型アーム４０に対して検出器５０を動かさずに、Ｃ型アームに対して放射線源４４だけを動かして角度範囲を大きくすることができる。この後者の実施例では、支持ビーム４６が延びると、アイソセンタ４２のまわりでアイソセンタ的な動きを維持せずに、放射線源４４と検出器５０の有効角度変位を増大できる。Ｃ型アーム４０の有効回転角度の増加は、放射線源４４′のビーム軸４９′と、放射線源４４のビーム軸４９の間の角度αに等しいか、あるいは支持梁４６の長さをＲ₂で割ったものとほぼ等しい。Ｃ型アーム４０による角度範囲における増加は、密度計１０の位置決めの柔軟性を向上させることができる。この説明から明らかなように、Ｃ型アームの角度範囲における同様の効果的増大は、支持梁４６上に検出器アレイ５０を配置し、可動台５４上に検出器５０を配置することによって得ることができる。このように、断層撮影走査の目的のための、角度範囲の増加は、患者１４の体内にアイソセンタ４２に近接した位置を維持するテーブル１２の適切な動作に沿った図１５に示したＣ型アーム４０内の支持梁４６と可動台５４の結合した動作によって得られる。Ｃ型アーム４０上での放射線源４４と検出器５０の角運動の制限により失われる投影データの限定された数は、技術的に既知のさまざまな方法によって必要な投影データを推定することにより得ることができる。このような方法の一つは、Ｔａｍに対して付与された米国特許第４，５０６，３２７号に開示された「多重エネルギー走査を用いた限定角度画像法」（Limited Angle Imaging Using Mult iple Energy Scanning）、ここに参考文献として組入れられているが、得られた投影データでの二重エネルギー読取値からの情報を用いて、欠けている投影データを推定する。その代わりに、欠けている投影データは単純にゼロ、すなわち完全減衰として評価される。Ｃ．テーブル高さの調節今、図４を参照すると、放射線源４４と検出器アレイ５０をＣ型アーム（図４では図示されていない）に配置して、ビーム軸４９がほぼ垂直となると、すなわち前方／後方画像法では、テーブル１２は、患者の脊椎６５を（１２′で示されている）検出器アレイ５０の近くへ距離ｈだけ下げ、とくに脊椎６５と検出器アレイ５０の距離を短くすることができる。脊椎６５の検出器アレイ５０の近くへの移動は、脊椎６５と交差するＸ線の扇状ビーム４８の放射線の角度分散の減少によって、検出器アレイ５０からのデータで発生する画像５１の有効倍率が減少する。このように扇状ビーム４８の放射線の広がりが小さくなると、得られる画像での視差の影響が低下し、形態学的測定にとって望ましい高精度の画像を得ることができる。ここで言う視差とは、放射線源４４に近い、またはそこから遠い画像化された組織の各部分間の倍率のばらつきであり、すなわちこれが脊椎６５内の起点の同定にとって障害となる脊椎６５の輪郭画像の不鮮明の原因となる。ビーム軸４９から大きな角度での分散光によって大きい視差が生じると、ビーム軸４９にほぼ平行な骨の縁部が不鮮明となり、これらの縁部の位置を正確に把握する放射線専門医の能力が減少することとなる。Ｃ型アームの位置決めとテーブルの高さの調節は、密度計１０の各構成要素の位置を示すデータを有し、密度計１０の各構成要素の寸法にもとづく簡単な幾何学的計算により、様々な位置での各構成要素間の間隙をコンピュータ５６によって計算する、当業者に自明の方法で行われる。再度の位置決めのためにカラー３８内でＣ型アーム４０を動かすために、テーブル１２は、線形検出器アレイ５０から離れたアイソセンタ４２に近い位置にもどして、放射線源４４とテーブル１２の止め板５２の間に干渉が起こらず、Ｃ型アーム４０が自由に動けるようにする。それゆえ、このテーブルの動作は、（１）Ｃ型アームの半径を最少限に抑えて、小型の密度計１０を製作し、前／後方向で正確な画像を得る、（２）テーブル１２と干渉を起こさずに柔軟な再位置決めを行いたいという願望という、互いに競合する願望を達成できるＤ．検出器と扇状ビームの回転図７を参照すると、止め板５２は、回転カップリング６６に取付けられ、このカップリングはコンピュータ５６の制御によるステップモータアクチュエータ（図示されていない）によって駆動されて、止め板５２を、それゆえに線形検出器アレイ５０をビーム軸４９のまわりに９０度回転させる。Ｃ型アームの再位置決めのために、放射線源４４から分散した放射線を吸収するための止め板５２を回転して、その最長寸法の部分がＣ型アーム４０の曲線に対して接線方向となるようにし、Ｃ型アーム４０の回転中の止め板５２の掃引体積が５２′によって示される掃引体積よりも小さくなるようにして、テーブル１２を避けて通過するようにさせる。Ｃ型アーム４０は、好ましくは、止め板５２の経路がテーブル１２の切込み２４を通るように配置する。切込み２４と止め板５２の回転を組合せると、より小型の密度計１０を設計することを許容するＣ型アーム４０の必要な半径をさらに小さくすることを提供する。図８を参照すると、ビーム軸４９のまわりの止め板５２の回転は、５０と５０ ′によってそれぞれ示されるように二つの方向のうちの一つに検出器アレイ５０を配置すると、放射線源４４からの扇状ビーム４８の回転がこれに対応する。扇状ビーム４８がこのように回転すると、扇状ビーム４８が線形検出器アレイ５０の長さ方向に整列するが、この回転は好ましくは放射線源４４全体の回転によってではなく、止め板５２の回転に従うスロットコリメータ６８の回転によって行う。スロットコリメータ６８は、扇状ビーム４８の幅と厚さを制限するスロット７１を設けており、そして、放射線源４４のＸ線管の陽極７２から発生する円錐状ビーム７０の一部のみの通過を許容する。円錐状ビーム内の作用の分布は通常は均等ではなく、従って矯正ウェッジフィルタ７４を陽極７２とスロットコリメータ６８の間に配置して、スロットコリメータ６８が回転位置にあるときに、扇状ビーム４８内でエネルギーが均等に分布するようにする。扇状ビーム４８の分散は、厚さ方向よりも幅方向の方が大きく、従って形態学的画像を得るためには、扇状ビーム４８、そして走査方向を、画像化される部位の基準面に方向付けることが望まれる。すなわち椎骨６４の下縁または上縁が走査方向に対して直角とであり、一般には扇状ビームの面に平行である。たとえば、患者１４の体内の椎骨６４の上縁と下縁を測定する場合、走査方向を一般に脊椎６５の縦軸１６に沿った方向とし、扇状ビーム４８の面を走査方向に対して直角に伸ばし、すなわち横方向にすることが望ましい。図２（ａ）を参照すると、検出器アレイ５０の回転と、それゆえ走査方向の変化の能力は、患者１４の動きによって生じる隣接する走査線間の誤記録の可能性を最少限に抑えるために走査中に取得される減衰データの調整を可能としている。時間とともにデータを取得する間の患者の動作の可能性を仮定すると、患者の隣接した各部位は近接した時間に走査される。たとえば、患者１４の全身走査を行う場合、検出器アレイ５０は５０（ｂ）で示すように、患者の頭部から足までＡ１、Ｂ１、およびＣ１の領域の順序で縦方向に走査するように横方向に向けて配置する。この走査が終了すると、Ａ２、Ｂ２、Ｃ２の順序で第二回の縦方向データを取る。このような走査方法では、しかしながら、Ａ１とＢ１は近接しているが、患者１４の全身長を走査するのに必要と考えられる時間の長さだけ隔たっている。好ましくは、そこで検出器アレイ５０を５０（ａ）で示すように縦方向に配置し、Ａ１、Ａ２、Ａ３、そのあとＢ１、Ｂ２、Ｂ３という順序で走査することが好ましい。この場合、不連続を引き起こす最大の動きは、Ａ１とＢ１の領域間であるが、これらの部分のためのデータ取得する間の時間は非常に減少される。 III．二角度画像法図１０を参照すると、患者１４の前／後方向走査では、ビーム軸４９は垂直方向に向いていて、画素７６の線形アレイ７８のデータが取得される。アレイ７８の各画素７６は、検出器アレイ５０の一つの検出素子４７に対して、患者１４を通る扇状ビーム４８のうちの一つの放射線の特定の経路に対応する位置をもち、各画素は患者１４の体内を通る放射線の減衰に関連した値をもっている。技術的に知られているように、コンピュータ５６は画素の値とその相対的空間位置を記憶していて、各画素７６は、画素７６のデータが収集された患者１４の特定の部位のものであると容易に確認される。良く知られた二重エネルギー画像法によると、各画素７６の値は二つのエネルギーレベルでの患者の測定から得たものであり、それゆえ減衰を起こす物質の組成を示す情報を提供する。とくに、画素の値は画素の位置に対応する患者の体積の骨ミネラル量を示す。図１０および図１１を参照すると、画素７６を収集したあと、コンピュータ５６は処理ブロック８２によって示されたアレイ７８の各カラムについて質量中心（値と位置）８０を決定する。カラムは主走査方向に対して定められる。脊椎６５の走査では、検出器アレイ５０は縦方向に、すなわち、患者１４の上下方向１６に動くが、画素７６の各カラムは走査方向に対して横方向または直角方向である。質量中心８０は単に、画素７６の値によって重みづけを行ったカラム内の各画素７６の位置の平均値であり、従って一般にこのカラム内の骨質量の中心を示している。質量中心８０の計算はコンピュータ５６が行い、計算はアレイ７８内の画素データの各カラムについてくり返され、前／後方向に見た場合の患者の明白な側方弯曲の程度の一般的な表示を提供する。脊椎６５以外の骨が、アレイ７８が取り扱う視野内に含まれているかもしれないが、このような骨、たとえば肋骨は患者１４の基本的な左右相称の結果、質量中心の計算では除外される。椎間領域８４のような骨質量の低い部位では、有意な骨ミネラル量がないため、擬似的な質量中心の値が得られるかもしれない。従って、処理ブロック８２に含まれるように、所定の質量中心以下の値（位置に対するものとして）を有する計算された質量中心点８０は除外される。図１２に示された一つの実施例では、質量中心点８０は、患者１４の側面走査中に、検出器５０および放射線源４４の位置決めの指針となる。側面走査は一般に椎骨６４の形態学的分析に用いられ、従って得られる画像の倍率を正確に調節することが重要である。側面走査中に、アレイ７８の質量中心点８０を患者１４の体内の実際の位置と関連して、検出器アレイ５０と患者１４の間の距離を調節し、（ビーム軸４９と交差する）質量中心点８０と検出器アレイ５０の間の距離が走査中ほぼ一定に保たれるようにする。この結果、患者１４の脊椎６５に重症の弯曲または硬化症があっても得られた画像での個々の椎骨６４の倍率は、ほぼ一定となる。走査中の患者１４に対する検出器５０のこのような側方矯正の動きは、すでに述べたようにコンピュータ５６の制御のもとで（図９に示された）スライダ３６の動作によって得られる。この例では走査の原則的な動きは、レール３２に対してパレット３４を動かすことによって行われる。走査が進むにつれて、ビーム軸４９が交差する質量中心点８０がないときは、検出器５０の相対的な横方向位置を単純に一定に保持している。あるいは、質量中心点８０の位置を補間して、椎間領域８４におけるように質量中心点で検出器５０を正確に追跡する。この例では、画像化した構造の相対的側方移動を示すことによって前／後方向の観察を用いて側方観察でさらに正確な画像を得ることができる。しかし、上記の方法は前面および側面方向の投影データでの使用に限定されるものではなく、充分に分離して任意の二つの構台角度で得られる画像に用いて、必要な三次元情報を得ることができる。第二回走査中の矯正移動は、すでに述べたようにテーブル１２の垂直方向の動きを含めて、密度計装置の他の各軸を動かすことによって得られる。とくに、テーブルの動作は、側面走査で得られた脊椎弯曲の修正された画像の提供に利用される。再び図１０と図１１を参照して、処理ブロック８６により示されているように、低次曲線８８を質量中心点８０に適合させることによって重要な側面画像の改良された修正が得られる。この低次曲線は、所定の椎骨８４内での骨密度の局所的ばらつきによって妨害されない脊椎６５の弯曲のより正確なモデル化を提供する。低次曲線８８は、技術的に既知の方法によってコンピュータ５６により最小二乗法を用いて単純な三次多項式とされる。この曲線８８を質量中心点８０に適合させたのちに、曲線８８に沿って等しい間隔ｄをおいた１組の走査点９１が処理ブロック８６によって同定され、これらの各点９１におけるその曲線８８の傾斜θが処理ブロック９０により数値の差によって決定される。典型的には、これらの走査点は画素から画素への間隔だけ離れているが、説明しやすくするため、図１０では間隔は誇張して表してある。この傾斜の値θ_iは、ｉは曲線８８上の特定の走査点９１の指標であるが、この値 θを用いて、縦軸１６に対するビーム軸４９の角度θを調節して、ビーム軸４９が脊椎軸に対してほぼ９０度で、画像化された椎骨６４と交差し、診断の上で重要な椎骨の側方に延びる基準縁部をより鮮明に画像化することができる。図１３を参照すると、主走査軸１６に対するビーム軸の角度θは、走査中はコンピュータ５６の制御のもとに（図９の）ターンテーブル３９を運動手段によってＣ型アーム上で検出器アレイ５０と放射線源４４を傾斜させて走査の主軸に沿って走査する間に調節される。画素データは、ビーム軸４９が所定の各走査点９１と交わるときに得られる。ＩＶ．骨増殖体（Ｏｓｔｅｏｐｈｙｔｅｓ）の同定再び図１０を参照すると、アレイ７８のある画素７６が、平均骨密度値（面積あたり質量）の得られる関心領域（ＲＯＩ）に関して明らかにされるであろう。このような骨密度測定値は、骨の健康度を評価するに当たって、また骨粗鬆症のような疾患で骨ミネラル喪失を追跡する上で役に立つ。ＲＯＩにおける平均骨密度の測定値は、金属製ピンなどのような非常に密度の高い骨以外の物質が含まれていると、正確ではなくなる。金属の密度は骨密度よりも非常に大きく、平均密度の読みを上方へ偏らせ、正確さを減少させる。典型的には、ＲＯＩ内の金属成分の影響は、平均値を計算するに当たって一定の値より大きい密度値を有する画素を無視する単純閾値法によって平均密度測定値から除外する。本発明によれば、ＲＯＩ内の平均骨密度値は、骨密度より密度の高いオステオパスの存在によってゆがめられているが、単純閾値法によって骨から簡単に除外できるほど高くはない。図１６および図１７を参照すると、画素７６の関心領域を処理ブロック１００によって示されているように選ぶと、特定の画素の値がコンピュータ５６により分析されて処理ブロック１０４に示すように密度ヒストグラム１０２が編集される。密度ヒストグラムは、各画素７６の密度値を水平軸にとり、所定の密度値をもつ画素７６の数を垂直軸にとって作図する。典型的なヒストグラム１０２では、類似の密度値を有する画素がグループ化されている。このようなグループ化を「モード」と呼ぶ。第１モード１０６は軟部組織に関連した低密度の画素７６を含み、第２モード１０８は骨に関連した高密度の画素７６を含んでいる。一般に第１モード１０６および第２モード１０８は、容易に定まる閾値１０５によって分離されている。第３モード１１０は、オステオパスに関連した範囲のさらに高密度の画素７６によって構成されている。この第３モード１１０ははっきりと第２モード１０８から分離されているが、実際にはこの分離は不明確なものである。最後に、モード１０６、１０８および１１０よりも高密度である、金属製ピンおよび類似物などの測定の画素に関連している、画素７６の第４モード１１２もあるかもしれない。金属の密度はモード１０６、１０８および１１０の画素よりもずっと高く、金属の閾値１１６はこのモード１１２を他のモードと区別するため演鐸的に定まっている。上記のように、軟部組織モード１０６は他のモード１０８〜１１２から容易に区別でき、第１の局部的な最大１０１と、その最大１０１のあとの第１の局部的な最小１０３を同定することによって分離される。この最小値１０３が閾値１０５となる。処理ブロック１１４では、軟部組織画素１０６の平均密度はＳ_Aとして定められる。当業者には明らかなように、この平均値は単にヒストグラム１０２のモード１０６の突出部分の質量中心である。処理ブロック１１８では、硬部組織の平均密度値（Ｈ_A）は、グループ１０６内にない画素、たとえば閾値１０５以上、また金属閾値１１６以下のすべての画素を評価することによって定まる。この値Ｈ_Aはオステオパスのモード１１０内にあるいくつかの画素を含み、図１６のヒストグラム１０２では線Ａにより示されている。決定ブロック１２０では、Ｈ_Aの値は以前に計算したＨ_Aの値がもしあれば、これと比較する。最初の反復のためには以前に計算したＨ_Aの値はなく、プログラムは処理ブロック１２２へと進み、ここで閾値は図１６のＡ′となり、これは硬部組織の現在の計算による平均密度に、軟部組織の平均密度と軟部組織の平均密度の差の２０％を加えたものに等しい。すなわち、Ｈ_A＋０．２（Ｈ_A−Ｓ_A）（０）である。この閾値で、プログラムは再び処理ブロック１１８へと進み、硬部組織のための新しい平均密度値が定まり、これは一般に以前の平均値よりは低く、図１６の線Ｂで示され、閾値Ａ′を超える画素は無視される。典型的にはこの新しい値Ｈ_A は以前のＨ_Aとは明確に異なるだろう。すなわち、決定ブロック１２０のあらかじめ決定された閾値以上に、そして、それゆえにプログラムは処理ブロック１２２へのループへ戻り、新しい閾値Ｂ′が通常はＡ′よりも低い密度値で計算される。この処理は、Ｈ_Aの新しい計算値が、直前のＨ_Aの値の決定ブロック１２０の所定の閾値以内に入るまでくり返される。このとき処理ブロック１１８と１２２によって形成されるループ内の決定ブロック１２０によってプログラムは処理ブロック１２４へと進み、最後に計算されたＨ_Aの値がＲＯＩのための骨ミネラル量として採用される。線Ｃ’によって確立され、処理ブロック１２２のマスキング計算に示されている最終閾値は、処理ブロック１２６から除外されたオステオパスを含む骨の画像の生成に利用される。もう一つの実施例では、グループ１１０のマスクされた画素はその空間位置について分析し、分離画素、すなわちグループ１１０内に隣接画素をもたないものは、オステオパスは典型的には画像の少なくとも２個の画素にまたがる大きさのものであるという規則を反映することが示されている。Ｖ．限定視野コンピュータ断層撮影Ａ．断層撮影の幾何学図１８を参照すると、放射線源４４はＣ型アーム４０の縁に取付けられ、狭い扇状角度φをもった直径方向に向けられた放射線の扇状ビーム４８を発生する。Ｃ型アーム４０は、扇状ビーム４８を画像面に平行にしたまま画像面内で構台の中心４２のまわりを角度θで回転するよう操作される。患者１４は構台の中心４２に配置され、脊椎などの関心のある緻密構造２２２が、複数の構台角度のすべてで扇状ビーム４８によって照射された体積によって定められる視野２２４内にに入る。扇状ビーム４８は、患者１４および構台中心４２に対して放射線源４４の反対側のＣ型アーム４０にある複数の検出素子４７を有する検出器アレイ５０によって受けられる。指数αによって区別される各検出素子４７は、角度φ_αで放射線源４４から検出素子４７の中心へと延びる扇状ビーム４８の放射線２３０に沿って患者１４によって減衰される扇状ビーム４８の強度Ｉ_αを測定する。構台角度 θですべての検出素子４７について強度測定値Ｉ_αの収集は投影データを形成し、そしてすべての構台角度θについて投影データの収集は、一組の投影セットを形成する。扇状角度φは複数の構台角度θでの緻密構造２２２に対するものであるが、画像面２１８内の患者１４の断面全体に対するものよりは小さい。これは、扇状ビーム４８の限定された範囲は、明確に複雑性と検出器アレイ５０および処理電子装置（図１８には図示せず）の費用を軽減する。また扇状ビーム４８の扇状角度 φが限定されているため、患者１４のいくつかの体積要素（「外部体積」）は第１構台角度θ＝θ₁で得られた投影データに寄与するが、第２構台角度θ＝θ₂での投影データには寄与しない。構台の回転中、検出素子にさえぎられる扇状ビームが対象とする体積によってＣＴ装置の視野が形成される。Ｂ．限定幅検出器での再構成ＣＴ画像を再構成するために必要なデータ量は、ＣＴ装置の視野の関数であり、視野が大きければ大きいほど多くのデータを集めてＣＴ装置で処理しなくてはならず、従って画像が再構成できるまでにより長い時間を必要とする。各投影ごとに追加データを取得するためには、ＣＴ装置の費用と構成要素の数が増加する。従って、人体内の緻密構造を画像化するためには、視野を緻密構造の断面積に対応する角度に限定することが望ましいと考えられる。このような視野の縮小は、扇状ビームの大きさの縮小となり、患者が受けるＸ線の総線量が低下することになる。緻密構造の画像化のためだけに製作されたＣＴ装置は、視野を縮小すると装置の費用が低下し、処理すべきデータ量が少なくなる結果、画像再構成速度が増大する。技術上知られているように、視野の小さい画像は、少ない投射角を用いて忠実に再構成することができ、このため再構成時間はさらに短くなる。このように装置の費用が低下するのは、主として必要な検出器やデータ処理回路が少なくてすむこと、また少なくなったデータ量を処理するのには出力の小さい画像再構成プロセサですむことによる。また機械的構造が単純化されることによって費用を削減することができる。残念なことに、減衰した人体内の緻密構造の画像を正確に再構成するためのＣＴ装置では、通常は緻密構造を含む人体全部がＣＴ装置の視野内になければならない。腹部内にある脊椎のように、唯一の関心のある構造が中央にあり、その放射線減衰性が他の部分とは大きく異なる場合であっても、従来のＣＴ法では対象物全体を実質的に視野内に入れる必要がある。緻密構造を含む人体がＣＴ装置の視野外に延びているときには、いくつかの構台角度での投影は、他の構台角度での投影で存在する人体の体積要素による減衰効果を含むであろう。目下の議論では、いくつかの投影のみに含まれるこれらの体積要素を「外部体積」と呼ぶ。再構成の過程では、外部体積によって起こる減衰は再構成画像では誤まって他の体積要素に帰せられる。この誤りの帰属は、再構成断層像においてシェーディングやカッピング（cupping）として、あるいはストリーク（すじしま）などのアーチファクトとして生じる。そして、これらは「トランケーションアーチファクト」と称される。放射線源４４からの二つの異なる放射線エネルギーで二つの投影を得ることによって、投影に対するこれらの外部体積２３２の関与を排除することに使用され、外部体積２３２の物質の特徴的な減衰機能は緻密構造２２２の物質のものと適度に異なったものが提供され、投影に対するこれらの外部体積２３２の関与を排除することができる。とくに、二つの放射線エネルギーについて患者１４による放射線２３０の扇状ビーム４８の減衰を示す二つの投影が得られるときには、これらの投影は、二つの異なる基礎物質、すなわち外部体積２３２の物質および緻密構造２２２の物質のそれぞれによって生じる減衰の区別に使用される。このように、外部体積２３２の物質および緻密構造の物質の減衰が決定され、前者の影響は投影データから除外される。すなわち、二重エネルギー画像化によって外部体積２３２の物質を除外することができ、外部体積の影響が排除される。Ｃ．二重画像成分図１８および図１９を参照すると、放射線源４４はＸ線制御部２６２によって制御される多重エネルギー扇状ビーム４８を放射する非変調Ｘ線管４４であってもよい。この扇状ビーム４８は固定フィルタ２６４により濾過されてＸ線のスペクトルエネルギーを高スペクトル突出部分および低スペクトル突出部分に集中させる。固定フィルタ２６４は主として二つのスペクトル突出部分間の周波数またはエネルギーを吸収する物質で作られている。検出器５０（Ｃ）は一次および二次集積型検出器２６６および２６８によって構成され、扇状ビーム４８は、患者１４の体内を通過した後に、まず一次検出器２６６を通り、一次検出器を出たあと二次検出器２６８を通過する。各検出器２６６および２６８はキセノンのような原子番号の大きな適当な気体を充填した気体イオン化検出器か、またはシンチレーション検出器である。相対的に低エネルギーＸ線光子はそのエネルギーの大部分を一次検出器２６６において放出し、扇状ビーム４８内の放射線２３０について低エネルギー信号Ｉ_α1として記録される。低エネルギーＸ線は一次検出器２６６によって占められる短距離での相互作用の高い確率を有している。なぜならば、検出器の減衰は低エネルギーの方が高いからである。高エネルギー光子は二次検出器２６８で比例的に多くのエネルギーを放出し、高エネルギー信号Ｉ_α ₂ を出力する。これらの二つの信号はデータ取得装置２７０により集められ、上述した多色法を用いて回路２４０によって選択的な物質投影を作り出すことに利用され、前のように画像へと再構成される。検出器は、光電子倍増管に接続したシンチレーション結晶型検出器でもよく、あるいは技術的に既知のキセノンまたその他の原子量の大きな気体を用いた比例計数管であってもよい。このような検出器では、扇状ビーム４８の受信放射線のエネルギーレベルは、放射線の各量子により生まれたエネルギーを測定する波高分析器２３８により測定するか、または結晶型検出器５０（ａ）では光のパルスを光検出器により検出し、あるいは比例計数管５０（ａ）では電荷パルスにより測定する。波高分析器２３８は各パルスをその高さによって高エネルギーまたは低エネルギーと特徴付ける。一定時間についての高エネルギーおよび低エネルギーパルスのカウント数は、それぞれＩ_α1およびＩ_α2となる。各検出素子４７（ａ）についてのデータを上記の計算（たとえば、式４）を行う（コンピュータ５６により実行される）選択的物質計算回路２４０により処理し、緻密構造２２２のみの減衰情報を含む一組の投影セットを生成する。あるいは、技術的によく知られているように、Ｘ線管４４の動作電圧を切換えることによって、放射線二重エネルギーを作り出される。Ｘ線管４４の電圧の切替えと同期的に、患者１４を遮るビームに先だって、回転するフィルタホイールの扇状ビームの通路へとフィルタホイール（図示されていない）の１または２種のフィルタ物質が回転させられる。フィルタ物質は各電圧についてＸ線管４４からの多重エネルギー放射線の帯域幅を限定するのに役立つ。フィルタホイールおよびＸ線管はＸ線制御部２６２によって制御される。この場合、検出器５０は、シンチレーション結晶型検出器あるいは気体イオン化型検出器を強度信号の発生に用いる電気的積算器に接続した積算型型検出器を用いてもよく、各エネルギーレベルの積算信号をＸ線管４４のバイアス電圧の切替えおよびフィルターホイール２９４の回転と同期的にサンプリングして、データ取得装置２６０によって二つの強度測定値Ｉ_α1およびＩ_α2を得てこれをすでに述べた多重エネルギー修正法（たとえば、式６）を用いて選択的物質計算回路２４０により処理する。患者の体内を通ったあと、放射線は多数の検出素子４７を含む検出器アレイ５０によって受信され、検出素子は扇状ビーム４８の各放射線２３０に沿って放射線を受け、検出して、各検出素子αごとに、また各放射線エネルギーごとに個別の信号Ｉ_α1およびＩ_α2を発生する。本発明での使用に適したＣＴ画像装置の制御装置は、Ｃ型アーム４０の回転速度および位置を制御して、構台位置に関する情報をコンピュータ５６に提供する構台モータ制御器２４２と、選択的物質計算回路２４０から修正減衰データを受け、技術的に既知の方法により高速画像再構成を行う画像再構成器２４６（コンピュータ５６により実行される）を含んでいる。画像再構成器２４０は典型的には、視野の大きいＣＴ装置ではアレイプロセサであるが、本発明では視野が小さく、画像再構成は汎用コンピュータ５６で用いられるルーチンにより実行される。回転するＣ型アーム４０と選択的物質計算回路２４０の間の電気的伝達は伸縮式ケーブルにより行われる。テーブル１２はその上面が画像面２１８上を移動するよう、また扇状ビーム４８の視野２２４の範囲内に緻密構造２２２を位置させるよう上下させて調節する。画像面２１８および視野２２４に対するテーブル１２の速度と位置は、テーブルモータ制御器２５０を通じてコンピュータ５６により制御する。コンピュータ５６は、使用者が走査のためのパラメータを入力し、再構成された画像とコンピュータ５６からのその他の情報を表示するＣＲＴディスプレイとキーボードからなる操作卓５８を通じてコマンドおよび走査パラメータを受けとる。大容量記憶装置５７はＣＴ画像装置のための操作プログラム、および今後の参考用の画像データを使用者により記憶させるための手段を備えている。Ｄ．二重エネルギーデータの取得典型的には、ＣＴ投影データは３６０度の回転について得られ、各投影データは二つの放射線エネルギーの放射線源の減衰に関する情報を含んでいる。技術的に知られているように、しかしながら、画像は少なくとも１８０度の最小構台回転の角度と扇状ビーム角度を加算して得られる３６０度未満の構台回転で得られる投影データから再構成される。３６０度未満の投影データを用いて画像を再構成することによって、画像再構成器２４６によって処理されるデータはさらに減らすことができる。半走査データセットからの画像の重みづけと再構成については、「扇状ビームＣＴのための最適短走査重畳再構成」（”Optimal Short Scan Convolution Reconstruction for Fanbeam CT”Dennis L．Parker，Medical Ph ysics 9（2），March/April 1982）に詳細に述べられている。本発明では、１８０度未満の角度に扇状ビーム角度を加えた投影データがＣ型アームの幾何学的形状の限定の結果として得られる。好ましくは、二個の投影セットを得ることが望ましく、一つは高Ｘ線エネルギー、一つは低Ｘ線エネルギーであり、患者１４の可能性のある移動による問題を最小限とするため、Ｃ型アーム４０が次の構台角度θへと動く前に「さし込み式」による問題を最少限に抑えるため、Ｃ型アーム４０が「介在配列」式に次の構台角度θへと動く前にそれぞれの構台角度θで得られる。しかし、各投影セットが個別の構台回転サイクルで得られることは当業者には自明であり、この後者の方法の利点はＸ線管の電圧とフィルターホイール２７４を、頻繁にまたは迅速に切替える必要がないことである。Ｅ．二重エネルギー単一エネルギー画像法放射線エネルギーまたは周波数と、強度または流束の区別が記される。扇状ビーム４８放射線の第一の高エネルギーの放射線αに沿った強度測定値Ｉ_α1 はＩ_α1＝Ｉ₀₁ｅ^-（μ_e1Ｍ_e＋μ_c1Ｍ_c）（１）であり、ここでＩ₀₁は患者１４が介在しない場合の放射線の扇状ビーム４８の強度であり、μ_e1およびμ_c1は第一の放射線エネルギーでの外部体積２３１と緻密構造２２２の物質の質量減衰係数（ｃｍ²／ｇｍ）の既知の値であり、Ｍ_eおよびＭ_cは外部体積２３２と緻密構造２２２の積算質量（ｇｍ／ｃｍ²）である。この式は次のように単純化することができる。式（１）の値μ_e1およびμ_c1は、扇状ビーム４８の放射線エネルギーによって、また物質２３２および２２２の化学的組成によって定まる。技術上よく知られているように、値μ_e1およびμ_c1は物質の化学的組成が与えられれば、測定または計算できる。第二の放射線エネルギーでの、同じ放射線２３０に沿った第二強度測定値Ｉ_α ₂ は次のように表される。ここでμ_e2およびμ_c2は、光子エネルギーが異なるため、μ_e1およびμ_c1とは異なり、Ｉ₀₂は入射強度である。この場合にも、μ_e2およびμ_c2は測定または計算できる。式２および３は二つの未知数Ｍ_eおよびＭ_cを含む二つの独立した式であり、Ｍ_e およびＭ_cについて同時に解くことができる。たとえばこれは、順に、二つのビームの異なったエネル₂ギーから得られ、また二つの物質の異なった化学的組成から得られるものである（基本的には二つの物質についての光電吸収の異なった相対的寄与とコンプトン散乱）。Ｍ_eとＭ_cの値がわかれば、外部体積２３２の寄与は、強度測定値Ｉ_α1に、値Ｉ_0lｅ-μ_c1Ｍ_cを代入することによって、あるいはもっと簡単に技術的に既知の再構成アルゴリズムで計算値Ｍ_cを直接用いることによって排除できる。二つの単一エネルギー放射線ビームの創出と測定については、下記に述べられる。Ｆ．二重多重エネルギー画像法因子画像法では強い放射線源４４が必要であり、この結果、多くの場合、各エネルギーＥでの放射線源４４のエネルギースペクトルの幅が増大する。このような広帯域放射線では、上記の式（２）および（３）はさらに複雑となり、放射線源４４のスペクトルについて積分が必要となる。このような式は、対数化したあとＭ_eおよびＭ_cの一次関数にはならず、従ってＭ_eおよびＭ_cを評価するには、さらに複雑な非線形法を用いなくてはならない。このような方法は、閉形式適合（close form fit）と呼ばれ、Ｍ_cの値を高および低エネルギーで光線αに沿った対数測定値の多項式関数として近似する。たとえば、Ｍ_eも同様に計算できる。代わりに異なる次数の多項式が適応することが理解されるであろう。多項式の係数ｋ₁〜ｋ₅は画像化される二つの物質の異なった、較正された、重なった多くの厚さを測定することによって経験的に定められる。あるいは測定された全部の多重エネルギー減衰は、あたかも減衰が二つの異種の「基礎」物質によって起こったかのように扱うことができる。アルミニウムとルーサイト（商標）が基本物質として使用されてきた。その計算された基本物質組成を用いてＭｅとＭｃを計算する。この方法の利点は、たとえば骨や軟部組織よりもアルミニウムやルーサイトから較正対象物を製作する方が容易であることである。任意の物質の二つの基礎物質への分解および選択的物質画像法についての詳細は、論文「二重ＫＶＰデジタルＸ線撮影における一般化画像組合せ」（”Generalized Image Combinat ions in Dual KVP Digital Radiography,”by Lehmann et al．（Med.Phys.8（5 ），Sept/Oct 1981））に述べられている。式（６）の係数の決定は、ＣＴ装置で使用した放射線源４４と同じスペクトル範囲の放射線源で行う。最小二乗法を用いて得た係数は既知の厚さのモデルで行った経験的測定に適合する。以上に述べたように、二つの物質２３２と２２２を区別する能力、従って一つのこのような物質（２３２）の効果を除外する能力には、光電およびコンプトン効果によって生じる物質による示差相対減衰（differential relative attenuat ion）が必要である。この要求は、実質的に異なる平均原子番号をもち、二つのエネルギーの差が増大することによって高められる物質によって満たされる。患者１４の外部体積２３２が一種を超える物質を含むことが考えられる。しかし、式（３）および（４）を調べると、患者１４の体内に二種をこえる物質が存在する場合、一つの物質の厚さを明確に識別できないことが明らかとなる。その結果、上記の方法は緻密構造２２２の物質と外部体積の物質が充分に異なる減衰機能を有し、外部体積２３２の組織の種類のばらつきが比較的小さいときに最もよい結果が得られる。例としては、緻密構造２２２が骨であり、外部体積２３２が筋肉、水または脂肪の場合、あるいは緻密構造がヨウ素化造影剤を含み、外部体積２３２がそれを含まない場合が挙げられる。これらの限定は二重エネルギー選択的物質画像法にとって基本的なものであり、現在の使用に独特のものではない。いずれにしても、患者１４の体内に、ただ二種の物質、緻密構造２２２のためのものと、外部体積２３２のためのものが存在するという単純な仮定から生じる誤りは、上記の方法を画像のアーチファクトを減らすために用いるのに充分に低いものである。上記の説明は、本発明の一つの好ましい実施例についてのものである。当業者にとっては、本発明の趣旨と範囲から逸脱することなしに多くの改良を行えることは明らかであろう。本発明の範囲内にはいる各種の実施例を公けに知らせるために、下記の特許請求の範囲が記載される。

【手続補正書】特許法第１８４条の８【提出日】１９９５年１月２０日【補正内容】アームがどの角度にあっても走査画像が得られる。Ｃ型アーム４０）スライダ３６、パレット３４のこれらのそれぞれの動きはすべて技術的に既知の表示端末５８とキーボード６０を備えたコンピュータ５６により制御される。上記で述べた各構成要素に関連してモータにステップ命令を送ることによって、コンピュータ５６はこれらの構成要素を制御し位置を定める。例えば、アクチュエータ３０によるテーブル１２の高さを調節し追跡することである。同様に、コンピュータ５６は、大腿骨５３を走査して画像化するに当たってはＣ型アーム４０の角度位置ならびに支持梁４６の動きを記述したように、スライダ３６および構台パレット３４の動きを制御する。また、コンピュータ５６は放射線源４４をオンまたはオフにし、重要なことには、患者１４について一連の測定点（画素）を得るために、線形検出器アレイ５０のそれぞれの素子からデジタル化された減衰データを収集することである。線形検出器アレイ５０は、光検出器で検出されて対応する電気信号を発生する可視光にＸ線を変換するシンチレーション物質を有する技術的に既知であるシンチレーション型検出器でもよい。検出器アレイ５０の各検出素子４７には２個のシンチレータと光検出器が並んで組込まれ、二つのエネルギーバンドのうちの一つで、多色性扇状ビーム４８のＸ線流入量を測定し、走査中に各走査点で二重エネルギー測定値を定める。上に述べたように、このような二重エネルギー測定によって患者１４の組織を検出素子４７に関連して所定点で測定し、その組成によって、たとえば骨または軟部組織と確定する。 II．密度計の操作Ａ．側方および前方／後方配置図１５に示すように、放射線源４４と検出器アレイ５０をカラー３８に対して配置し、ビーム中心軸４９を実質的に水平にして、患者１４がテーブル１２上で仰臥位にあるとき、患者の側方走査が行えるようにする。この側方位置は、仮想の放射線源４４″、ビーム中心軸４９″および停止板５２″により示されている。側方位置では、ビーム中心軸４９″はアイソセンタ４２と交差する。また図２（ｂ）に示すように、この側方走査中に、切込み２４によって、重要な脊椎部位でのプロフィルを小さくして、テーブル１２による放射線扇状ビーム４８の減衰をなくする。Ｃ型アーム４０をカラー３８を通して摺動させて、検出器を仮想の放射線源４４′で示した位置に移動させる。これは角度的には放射線源４４″の位置からほぼ約１８０度からカラー３８の角度範囲を減算した角度だけ移動したところにある。止め板５２は放射線源４４′に１８０度の位置で対向する止め板５２′により示された位置に移動する。Ｂ．断層撮影走査カラー３８の角度範囲によって、放射線源４４と検出器５０がアイソセンタ４２のまわりで向き合っているときには、Ｃ型アーム４０が動いて角度範囲で１８０度に近づくのが防止される。この理由は、Ｃ型アーム４０に沿ったカラー３８の広がりは有限であり、Ｃ型アームを回転させるときＣ型アームの全長にわたることを防止するからであり、Ｃ型アームは通常は１８０度だけ延びて、放射線源４４と検出器アレイ５０がアイソセンタ４２のまわりで互いに向き合う。本発明では、支持ビーム４６上で放射線源４４を延ばし、Ｃ型アーム４０内に形成された軌道上で止め板５２を摺動させることによって、角度範囲を大きくすることができる。また、図５を参照すれば、支持梁４６は通常は弓状であり、第１実施例での半径Ｒ₁はＣ型アーム４０の半径Ｒ₂に等しい。この弓状の支持梁４６は軌道６２上のローラー４３によって支えられて、Ｃ型アーム４０の端部から伸縮し半径Ｒ₁ によって形成される弓状内で放射線源４４を移動させる。支持梁４６の動きは、Ｃ型アーム４０内に保持され、支持梁４６の最も内側の端とＣ型アーム４０の内側部分（図示せず）に取付けたアクチュエータ６３によって行われる。アクチュエータ６３はステップモータ（図示せず）によって駆動され、コンピュータ５６の制御によって作動し、放射線源４４を滑らかに制御して動かすことができる。また、図１４を参照すると、検出器５０を保持する止め板５２が、可動台５４に取付けられて、Ｃ型アーム４０の内面に形成された軌道に沿ってローラー５５上を摺動する。止め板５０がカラー３８内のＣ型アーム４０の位置と無関係に動くよう、また止め板５２がＣ型アーム４０に対してカラー３８を過ぎて、鎖線の放射線源４４′の位置に向かって動くように軌道を配置する。Ｃ型アーム４０に特許請求の範囲１．断層撮影装置において、第一および第二直角軸に沿って患者に対してパレットを動かすための軌道と、第一端と第二端を有し、カラーを貫いて摺動し、患者のまわりの複数の角度のうちの一つに第一端と第二端を回転させるようなＣ型アームを摺動自在に保持するためのパレットに取付けられたカラーと、中心のまわりに対向して第一端と第二端にそれぞれ取付けられ、角度が複数の点で、その間のビーム軸に沿ってエネルギー減衰測定値を供給する検出器と放射線源と、記憶されたプログラムに従って、Ｃ型アーム、放射線源および検出器を制御し、（ａ）多数の角度の点でＣ型アームを回転し、（ｂ）多数の角度の点で減衰測定値を記憶し、（ｃ）記憶された減衰測定値を断層撮影画像へと再構成し、ビーム平面の放射線源と検出器の間に位置する平均的な患者の全幅よりも少ないビーム平面を横切って放射線検出器は放射線を受信し、２種のエネルギーレベルでの減衰で示される分離した減衰測定をおこない、単独の物質のみの減衰による減衰測定を生じる減衰測定値をコンピュータが処理することを特徴とする断層撮影装置。２．Ｃ型アームが、第一および第二アーム端部が患者のまわりを回転できるように、カラーで摺動可能に受ける弓状のアームと、第一端から突出した取付端のある支持梁を摺動自在に保持して支持梁をスリーブ内で摺動させて第一端からさまざまな距離まで延びるように、第一アームに取付けられたスリーブとを含み、放射線源と検出器のうちの一方が支持梁の取付端に取付けられ、放射線源と検出器のうちのもう一方が弓状に延びているアームの第二端に取付けられていることを特徴とする請求項１に記載の断層撮影装置。３．断層撮影装置において、軸に沿って患者に関してパレットを動かすための軌道と、第一端と第二端を有し、第一端および第二端を患者の回りのさまざまな角度に回転するようにカラーを貫いて移動することができるＣ型アームを摺動可能に保持したパレットに取り付けられたカラーと、中心のまわりに対向して第一端と第二端にそれぞれ取付けられた放射線源と検出器であり、検出器と放射線源は、さまざまな角度の間で基準軸に沿ったエネルギー減衰測定を提供し、放射線源が、１８０度と扇状ビーム角度の合計よりも小さなさまざまな角度におよぶ扇状ビームを発生し、記憶されたプログラムに従って、Ｃ型アーム、放射線源および検出器を制御するコンピュータを有し、（ａ）さまざまな角度にくまなくＣ型アームを回転し、（ｂ）さまざまな角度で減衰測定値を記憶し、（ｃ）扇状ビームを含む一平面で得られる減衰測定からさらに減衰測定値を見積もり、（ｄ）記憶された減衰測定値を断層撮影画像へと再構成することを特徴とする断層撮影装置。４．Ｃ型アームが、第一および第二アーム端部が患者のまわりを回転できるように、カラーを摺動可能に受ける第一および第二端を有する弓状のアームと、第一端から突出した取付端のある支持梁を摺動自在に保持して支持梁をスリーブ内で摺動させて第一端からさまざまな距離まで延びるように、第一アームに取付けられたスリーブとを含み、放射線源と検出器のうちの一方が支持梁の取付端に取付けられ、放射線源と検出器のうちのもう一方が弓状に延びているアームの第二端に取付けられていることを特徴とする請求項３に記載の断層撮影装置。５．検出器がビーム面で放射線源と検出器の間に位置する平均的患者の全幅よりも少ないビーム面を横切って放射線を受け、二つのエネルギーレベルで減衰を示す個別の減衰測定を行い、コンピュータが、単一の物質のみの減衰に依存する減衰測定を生じる減衰測定を処理することを特徴とする請求項３に記載の断層撮影装置。６．患者の診断画像を得るための画像装置において、患者の方へ向かって放射線軸に沿って、一般に平面状の放射線ビームを放射し、ビーム面が放射線軸に対して直角方向の横軸に沿って延びる放射線源と、アレイ軸に沿って配置された複数の検出素子を含み、患者の体内を通過したあと平面状放射線ビームを受けるために中心点のまわりで放射線源に対向して配置されている放射線検出器と、アレイ軸が一般に放射線軸に対して直角になるように放射線源と放射線検出器を中心点のまわりにさまざまな角度で配置するためのアーム手段と、中心点の近くで患者を仰臥位に保持するためのテーブルと、放射線軸のまわりに平面状ビームの横軸を回転させる放射線源に通じた第一の回転手段と、および、走査中に、アレイ軸が放射線源の回転で横軸に平行となるように、線形アレイのアレイ軸を回転させるため、アームと検出器の間に取付けられた第二の回転手段によって構成されることを特徴とする患者の診断画像を得るための画像装置。７．放射線源がほぼ円錐状の放射線ビームを放射するためのＸ線管と、円錐状ビームを平面状ビームに視準するためのスロットコリメータとを含み、第一の回転手段がスロットコリメータだけを回転させることを特徴とする請求項６に記載の画像装置。８．フィルタを通過する放射線の流束密度が放射線軸のまわりで実質的に対称的となるように、Ｘ線管とスロットコリメータの間に円錐状ビームを濾過するために配置されたフィルタを含むことを特徴とする請求項６に記載の画像装置。９．構台が多数の角度の間で動くときにテーブルと検出器の間の衝突を防止するために第二の回転手段を回転させるための制御手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の画像装置。１０．対向する放射線源と検出器を備え、放射線源と検出器が患者の脊椎のまわりで第一および第二角度へ動き、患者の体内の対応する位置での放射線減衰を示す画素の二次元配列を得るため各角度で走査する密度計で患者の脊椎の椎骨を測定する方法において、放射線源と検出器を第一の角度に配置して、第一画素アレイを得るために第一軸に沿って椎骨を走査し、第一の軸に対応するアレイの軸に沿った複数の点で骨の質量中心を決定するための第一の画素アレイを分析し、第一の角度に対して実質的に直角の第二の角度に放射線源と検出器を配置し、第二の画素アレイを得るため、患者の第一の軸に沿って走査し、第二の角度で走査中の患者に対して、第一の画素アレイの決定された骨の質量中心に合わせて検出器の位置を調節することを特徴とする患者の脊椎の椎骨を測定する方法。１１．検出器の位置を調節する段階が、検出器と骨質量中心の間の距離が第二の角度で走査中に実質的に一定となり、患者からの検出器の距離を放射線源と検出器の間を結ぶ線が交差するように調節することを特徴とする請求項１０に記載の方法。１２．質量中心の値が所定の閾値以下であるようなアレイ軸に沿った点について、骨質量中心の値を無視し、残りの複数の骨質量中心の値に曲線を適合させ、曲線上の各点を骨質量中心の値として用いることをさらに含むことを特徴とする、請求項１０に記載の方法。１３．一組の傾斜の値を得るために曲線の傾斜を決定する段階を含み、検出器の位置を調節する段階が、放射線源と検出器の間の直線の角度を調節することであり、患者上で重なる直線と曲線の交点が、実質的に直角であるように調節することを特徴とする請求項１２に記載の方法。１４．骨密度画像内で骨増殖体を同定する方法において、（ａ）それぞれが密度値と空間位置を有する複数の画素を得るため骨密度計を用いる段階と、（ｂ）画像の選ばれた画素を含む関心領域を決定する段階と、（ｃ）密度値の関数として、各画素の密度値の頻度を示す多重モード密度ヒストグラムを作成するため、選ばれた各画素を調査する段階と、（ｄ）軟部組織平均値Ｓ_Aを得るため、最低密度モードを同定する段階と、（ｅ）硬部組織平均値Ｈ_Aを得るため、最低密度モードにない第二の最低密度モードを同定する段階と、（ｆ）硬部組織平均値と軟部組織平均値の間の差に基づいて硬部組織平均値上に閾値を確定する段階と、（ｇ）閾値よりも上の画素を無視して硬部組織平均値を再計算する段階と、（ｈ）計算された硬部組織平均値が所定の閾値以下になるまで段階（ａ）〜（ｆ）をくり返す段階と、（ｉ）現在の硬部組織平均値を表示する段階と、によって構成されることを特徴とする、骨密度画像内で骨増殖体を同定する方法。

───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者デルヘリージェイムズジーアメリカ合衆国ウィスコンシン州 53713 マディソンサウスウッドモントサークル６ (72)発明者ペルクノーバートジェイアメリカ合衆国カリフォルニア州 94022 ロスアルトスディステルドライヴ 490

Claims

【特許請求の範囲】１．断層撮影装置において、第一および第二直角軸に沿って患者に対してパレットを動かすための軌道と、第一端と第二端を有し、カラーを貫いて摺動し、患者のまわりの多数の角度のうちの一つに第一端と第二端を回転させるようなＣ型アームを摺動自在に保持するためのパレットに取付けられたカラーと、中心のまわりに対向して第一端と第二端にそれぞれ取付けられ、多数の角度の点で、その間のビーム軸に沿ってエネルギー減衰測定値を供給する検出器と放射線源と、記憶されたプログラムに従って、Ｃ型アーム、放射線源および検出器を制御し、（ａ）多数の角度の点でＣ型アームを回転し、（ｂ）多数の角度の点で減衰測定値を記憶し、（ｃ）記憶された減衰測定値を断層撮影画像へと再構成するためのコンピュータとからなることを特徴とする断層撮影装置。２．Ｃ型アームが、第一および第二アーム端部が患者のまわりを回転できるように、カラーで摺動可能に受ける弓状のアームと、第一端から突出した取付端のある支持梁を摺動自在に保持して支持梁をスリーブ内で摺動させて第一端からさまざまな距離まで延びるように、第一アームに取付けられたスリーブとを含み、放射線源と検出器のうちの一方が支持梁の取付端に取付けられ、放射線源と検出器のうちのもう一方が弓状に延びているアームの第二端に取付けられていることを特徴とする請求項１に記載の断層撮影装置。３．Ｃ型アームが、第一および第二アーム端部を備え、第一および第二アーム端部が軸のまわりを回転できるよう、カラー内に摺動自在に受け入れられている弓状アームと、第一アーム端部からさまざまな距離に弓状アームに沿って第一端から内側へ摺動するよう、第一アーム端部に取付けられた可動台とを含み、放射線源と検出器のうちの一方が可動台に取付けられ、放射線源と検出器のうちのもう一方が、弓状に延びるアームの第二端に取付けられていることを特徴とする請求項１に記載の断層撮影装置。４．放射線源が、１８０※に扇状ビーム角度を加えた角度よりも小さな、多くの角度の扇状ビームを発生する放射線源とともに、減衰測定値から、断層撮影投影セットを完成する減衰測定値を推定するコンピュータを有することを特徴とする請求項１に記載の断層撮影装置。５．検出器がビーム面で放射線源と検出器の間に位置する平均的患者の全幅よりも広がりの小さいビーム面内の放射線を受け、二つのエネルギーレベルで減衰を示す個別の減衰測定を行い、コンピュータが、単一の物質のみの減衰に依存する減衰測定を生じるように減衰測定値を処理することを特徴とする請求項１に記載の断層撮影装置。６．患者の診断画像を得るための画像装置において、患者の方へ向かって放射線軸に沿って、一般に平面状の放射線ビームを放射し、ビーム面が放射線軸に対して直角方向の横軸に沿って延びる放射線源と、アレイ軸に沿って配置された複数の検出素子を含み、患者の体内を通過したあと平面状放射線ビームを受けるために中心点のまわりで放射線源に対向して配置されている放射線検出器と、アレイ軸が一般に放射線軸に対して直角になるように放射線源と放射線検出器を中心点のまわりにさまざまな角度で配置するためのアーム手段と、中心点の近くで患者を仰臥位に保持するためのテーブルと、放射線軸のまわりに平面状ビームの横軸を回転させる放射線源に通じた第一の回転手段と、および、走査中に、アレイ軸が放射線源の回転で横軸に平行となるように、線形アレイのアレイ軸を回転させるため、アームと検出器の間に取付けられた第二の回転手段によって構成されることを特徴とする患者の診断画像を得るための画像装置。７．放射線源がほぼ円錐状の放射線ビームを放射するためのＸ線管と、円錐状ビームを平面状ビームに視準するためのスロットコリメータとを含み、第一の回転手段がスロットコリメータだけを回転させることを特徴とする請求項６に記載の画像装置。８．フィルタを通過する放射線の流束密度が放射線軸のまわりで実質的に対称的となるように、Ｘ線管とスロットコリメータの間に円錐状ビームを濾過するために配置されたフィルタを含むことを特徴とする請求項６に記載の画像装置。９．構台が多数の角度の間で動くときにテーブルと検出器の間の衝突を防止するために第二の回転手段を回転させるための制御手段をさらに含むことを特徴とする請求項６に記載の画像装置。１０．対向する放射線源と検出器を備え、放射線源と検出器が患者の脊椎のまわりで第一および第二角度へ動き、患者の体内の対応する位置での放射線減衰を示す画素の二次元配列を得るため各角度で走査する密度計で患者の脊椎の椎骨を測定する方法において、放射線源と検出器を第一の角度に配置して、第一画素アレイを得るために第一軸に沿って椎骨を走査し、第一の軸に対応するアレイの軸に沿った複数の点で骨の質量中心を決定するための第一の画素アレイを分析し、第一の角度に対して実質的に直角の第二の角度に放射線源と検出器を配置し、第二の画素アレイを得るため、患者の第一の軸に沿って走査し、第二の角度で走査中の患者に対して、第一の画素アレイの決定された骨の質量中心に合わせて検出器の位置を調節することを特徴とする患者の脊椎の椎骨を測定する方法。１１．検出器の位置を調節する段階が、検出器と骨質量中心の間の距離が第二の角度で走査中に実質的に一定となり、患者からの検出器の距離を放射線源と検出器の間を結ぶ線が交差するように調節することを特徴とする請求項１０に記載の方法。１２．質量中心の値が所定の閾値以下であるようなアレイ軸に沿った点について、骨質量中心の値を無視し、残りの複数の骨質量中心の値に曲線を適合させ、曲線上の各点を骨質量中心の値として用いることをさらに含むことを特徴とする、請求項１０に記載の方法。１３．一組の傾斜の値を得るために曲線の傾斜を決定する段階を含み、検出器の位置を調節する段階が、放射線源と検出器の間の直線の角度を調節することであり、患者上で重なる直線と曲線の交点が、実質的に直角であるように調節することを特徴とする請求項１２に記載の方法。１４．患者の診断画像を得るための画像装置において、放射線軸に沿って放射線ビームを患者に向かって放射する放射線源と、中心点を中心として放射線源と対向位置にあり、患者の体内を通過した放射線ビームを受ける検出器と、放射線源を保持する第一端と、検出器を保持する第二端を備え、中心点のまわりに、さまざまな角度で放射線源と検出器を配置するための、弓状のカラー内に摺動自在に受け入れられる弓状アームと、中心点近くで患者を仰臥位に保持するためのテーブルと、テーブルに対して第一軸のまわりにカラーを回転し、テーブルに対して第二および第三軸に沿ってカラーを並進させ、第一軸、第二軸および第三軸がそれぞれ互いに直交するパレットと、によって構成されることを特徴とする患者の診断画像を得るための画像装置。１５．診断画像検査中に患者を支持するためのテーブルにおいて、患者の身長にほぼ等しい支間距離だけ離れて、上端が分離した第一および第二の上方へ伸びる支柱と、一般的に水平な支持面であり、長手方向の軸の反対側に下位の面および上位の面を有し、追加的な支持体を用いることなく上方へ伸びた支柱の間の距離をまたぐように支柱の頂端い対応する部分に取り付けられており、支持面は、長手方向の軸に直角の横方向の軸の反対側に左端部と右端部を有し、表面の上位面と下位面の間に、仰臥位の患者を受けるための支持面を構成し、左端部と右端部の間の横軸に沿った距離が、支持面の中心近くで短くなることを特徴とする診断画像検査中に患者を支持するためのテーブル。１６．支持面が横軸に沿って、上に向かって弓状の断面を有することを特徴とする、請求項１５に記載のテーブル。１７．水平支持面が、接着強化ファイバーの外部被覆を有する発泡重合体であることを特徴とする請求項１５に記載のテーブル。１８．骨密度画像内でオステオパスを識別する方法において、（ａ）それぞれが密度値と空間位置を有する複数の画素を得るため骨密度計を用いる段階と、（ｂ）画像の選ばれた画素を含む関心領域を決定する段階と、（ｃ）密度値の関数として、各画素の密度値の頻度を示す多重モード密度ヒストグラムを作成するため、選ばれた各画素を調査する段階と、（ｄ）軟部組織平均値Ｓ_Aを得るため、最低密度モードを同定する段階と、（ｅ）硬部組織平均値Ｈ_Aを得るため、最低密度モードにない第二の最低密度モードを同定する段階と、（ｆ）硬部組織平均値と軟部組織平均値の間の差に基づいて硬部組織平均値上に閾値を確定する段階と、（ｇ）閾値よりも上の画素を無視して硬部組織平均値を再計算する段階と、（ｈ）計算された硬部組織平均値が所定の閾値以下になるまで段階（ａ）〜（ｆ）をくり返す段階と、（ｉ）現在の硬部組織平均値を表示する段階と、によって構成されることを特徴とする、骨密度画像内でオステオパスを識別する方法。