(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
患者の歯を検査するための装置であって、
歯を通るように指向される放射を出しているＸ線放射源、
患者の歯を通して伝達された放射を受ける光学的蓄積素子であって、１個の放射受け表面領域を有する前記光学的蓄積素子、
光学的蓄積素子を収容できかつ患者の口の中に適合するスリーブ、
光学的蓄積素子が患者の口から取り出されたときに、光学的蓄積素子と光学的に連結し得る検知器アレイ、
検知器アレイ上に伝達される光信号を刺激するために光学的蓄積素子の全放射受け表面領域と時間的に同時に光学的に連結し得る光源
を具備した前記装置。
【請求項２】
光学的蓄積素子とともにスリーブ内に挿入し得るスリップを更に具備し、このスリップが光学的蓄積素子を経て伝達されるＸ線を吸収できる請求項１の装置。
【請求項３】
スリーブは、光学的蓄積素子が取り付けられたとき、実質的にウエファー状であり、かつ約２０ｃｍ2より大きくない断面寸法を有する請求項１の装置。
【請求項４】
光学的蓄積素子が光刺激可能な燐光体を含む請求項１の装置。
【請求項５】
検知器アレイが、少なくも光学的蓄積素子の放射受入れ面の大きさの感知面積を有する請求項１の装置。
【請求項６】
光源がレーザーを含む請求項１の装置。
【請求項７】
レーザーを全放射受け表面領域に連結するための光学要素を有する請求項６の装置。
【発明の詳細な説明】
関連出願
本出願は、以下の出願の全体が、引用により本明細書に取り込まれている、１９９６年５月１３日出願の国際出願ＰＣＴ／ＵＳ９６／０６８３８の部分継続出願である、１９９６年１１月１３日に出願の米国特許出願第７４８，３８４号の部分継続出願である。
発明の背景
近年、患者の骨密度を測定するための放射線学的検査機器の使用が、継続して増加してきた。なかでも、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、医学社会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、それに対応する、平均骨密度の全身的な減少をもたらす。このような症状は高年女性に一般的で、骨折又は類似の骨関連の傷害の危険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使用可能な方法は、レクチリニア走査法を利用している。このような方法においては、放射性核種線源又はｘ線管のような放射源及び、点検知器（point detector）が、ラスター状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通過する放射光線の逐点伝達により得られる画像をもたらす。骨ミネラル濃度（「骨密度」）の計算は通常、二重エネルギー法により実施される。
レクチリニア走査法は概括的に、その長い走査時間及び、その、良好な空間的解像度の欠乏により制約される。欠乏した空間的解像度は、高度に解剖学的な詳細を表す画像を提供することができず、それにより、骨が占めるスキャン面積の正確な決定を可能にできないであろう。更に、高い正確性及び精密性を確保するためには、ｘ線源の出力及び検知器の反応を厳密に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器は、患者の身体を検査するために提供されている。一重又は二重エネルギーｘ線源が、患者の身体にｘ線のビームを向ける。放射は、検査される身体の全領域に適用される。シンチレーション画面が、対象の身体を通過するｘ線放射を受け、そして受けたｘ線放射の空間的強度パターンに比例した空間的強度パターンをもつ、可視のスペクトルの放射を発生する。
次に、電荷結合素子（ＣＣＤ）がシンチレーション画面からの放射を受ける。このＣＣＤセンサーが、シンチレーションスクリーンから出された放射の空間的強度パターンの離散的な電子的表現をもたらす。スクリーンとＣＣＤ感知器の間の収束素子が、ＣＣＤ感知器上にシンチレーションス画面の放射を収束させる。本態様は、外界放射がＣＣＤ感知器に達することを防止するために、シンチレーション画面及びＣＣＤ感知器の間の領域を囲むシェード又はフードを使用している。次にＣＣＤコントローラーが、ＣＣＤ感知器により出された電子的表現を処理して、対応する画像データを出力する。
二重光子ｘ線源は、２種の異なるエネルギーレベルのｘ線により検査を実施可能にさせるために使用される。この線源はｘ線管又は、所望の時に、エネルギーレベルの片方を除去するためのフィルター要素の付いた放射核種線源、にすることができる。２種のｘ線エネルギーレベルのそれぞれを使用することにより、検索される画像データの相関分析が、定量的な骨密度情報を提供する。
シンチレーション画面とＣＣＤセンサーの間の収束要素は、レンズ又は光ファイバー収束装置の形態を採ることができる。ＣＣＤ感知器と一緒に、画像増幅装置を使用することができる。画像増幅装置は「近接タイプ」の画像ダイオードでも、マイクロチャンネルを基礎にした装置でもよい。それはまたＣＣＤに直接取り付けることができる。ＣＣＤコントローラーとともに使用される画像蓄積装置は、データプロセッサーによる、ＣＣＤ感知器の出力信号の操作を可能にする。これは、２種の異なるエネルギーレベルのｘ線ビームを使用する測定値の相関分析を含む。該方式はまた、ｘ線伝達のカウントを可能にして、より高いシャッタースピードで操作できるようにすることができる。これにより、ある種の用途に有用なｘ線伝達のエネルギー測定値をもたらす。
代替的な態様において、シンチレーション画面からの放射を受けて検出して、受けたｘ線ビームの空間的強度パターンの電子的表現をもたらすために、非晶質シリコンから製造された検知器を使用している。非晶質シリコン検知器は、ＣＣＤ検知器と置き換えることができるか又は、ｘ線を直接受けるためにそれを使用することができる。
もう一種の好ましい態様において、本発明の機器は、それぞれが、それ自体のそれぞれのＣＣＤ検知器又は非晶質シリコン検知器と連結されている、２種のシンチレーション画面を含む。シンチレーターの一方は、高エネルギーｘ線に反応性で、高エネルギーｘ線パターンの空間的強度パターンの光学的画像をもたらす。その連結された検知器が画像を検出して、高エネルギーｘ線パターンの電子的表現をもたらす。他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画像を同時にもたらす。その連結された検知器が、低エネルギーのｘ線パターンの電子的表現をもたらす。データプロセッサーが、２種の異なるエネルギーレベルのｘ線の測定値の相関分析を実施する。
追加的な好ましい態様は、電荷結合素子（ＣＣＤ）がシンチレーターに光学的に結合されて、インビボ又はインビトロのどちらでも、身体の組織中に導入された放射核種の空間的強度分布を測定又は計数する、画像分光分析の方式及び方法に関する。十分な厚さのＣＣＤは、ある用途においては、シンチレーターを使用せずにガンマ線の事象を測定するために使用することができる。ＣＣＤは、通常２分間未満で、このような分布を正確に測定するのに十分な解像度及び感度を有する。１０ＫｅＶ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もつ放射を発する放射源が、癌性組織又はその他の適宜な病理学的異常体に配達される。
ＣＣＤは、選択された期間にわたるガンマ線事象の数を計数することにより、情報の「フレーム」を獲得する。画像を提供するために加算又は合計された各フレーム又は一連のフレームは、散乱放射を実質的に減少又は除去するために波高分析法を使用して濾過することができる。波高分析はまた、診断に重要な情報を含む異なるエネルギーレベルをもつ信号間を区別するために使用することができる。システムの区別及びエネルギー測定能は、それを多様な用途に適合させる。
光刺激可能な燐光体のような光学的蓄積素子は、ｘ線画像化及び定量分析を実施するために、本明細書に記載の画像面積検知器とともに使用することができる。本明細書に記載の光学的蓄積系は、画像化されそして／又は走査される物体を通って伝達されるｘ線を出すために、ｘ線源を使用する。光学的蓄積素子は伝達されたｘ線を収集し、そこで、収集された情報の空間的分布を、対象の強度分布により相関分析する。次に、蓄積された光学的エネルギー分布のエミッションを誘導するために、蓄積素子がレーザー又は高電力の広帯域光源のような第２の光源により照射される。発光された光学的分布を、面積検知器により検出して、対象の画像をもたらす。これは、骨及び軟組織の両者の画像化において、そしてなかでもデジタルの歯科の放射線撮像法に対して多様な用途をもつ。
本発明のもう一種の好ましい態様は、二重エネルギー画像化の用途のピクセル化されたフィルター構造体を製造する方法を提供する。この方法は、マイクロ製造法を使用して、面積検知器をもつ薄膜フィルターを製造して、ｘ線画像化系において、２種の異なるエネルギーを同時に収集する。これは小さいピクセルサイズをもつＣＣＤのような平坦なパネル検知器に特に適している。
図の簡単な説明
図１は、本発明の撮像系の遠近図である。
図２は、シンチレーターからの画像データをＣＣＤ又はその他の面積感知器上へ収束するためにレンズを使用している、骨密度測定機を略図で示している。
図３は、画像をシンチレーション画面から面積感知器に送るために光ファイバー収束装置を使用している、骨密度測定機を略図で示している。
図４は、光ファイバープレートを使用している、シンチレーション画面のためのもう一種の好ましい態様を示している。
図５は、蓄積情報の処理可能な（binnable）面積感知器のピクセルアレイの図である。
図６は、図２の骨密度測定器に対する代替的な好ましい態様である。
図７は、図２の骨密度測定器に対するもう１種の代替的な好ましい態様である。
図８は、本発明の走査系の遠近図である。
図９は、感知器コントロール系を示す断面略図である。
図１０は、エミッション及び伝達の両方の研究のために使用されるフレーム移動ＣＣＤを示す、断面略図である。
図１１は、エミッション及び伝達の両方の研究のためのＣＣＤ撮像系の断面略図である。
図１２は、本発明の撮像法の実施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、エミッション及び伝達の両者の研究のために使用できるＣＣＤ撮像系の代替的な態様である。
図１４Ａ及び１４Ｂは、組織のエミッション及び伝達研究実施のための工程のフローシークエンスを示している。
図１５は、二重シンチレーション画面及び二重検知器を使用する、図２の骨密度測定器に対する、代替的な好ましい態様の略図である。
図１６は、図１５の骨密度測定器に対する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形機器の略図である。
図１８は、二重非晶質シリコン画像感知器をもつ、図１５の骨密度測定器のもう１種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できる二重非晶質シリコン画像感知器を含む、代替的な検出構造体の略図である。
図２０Ａは、静的、走査又は段階的撮像法のための骨密度計のもう１種の好ましい態様である。
図２０Ｂは、ｘ線検知器アレイを使用しているｘ線撮像系の好ましい態様を示している。
図２０Ｃは、近接タイプの撮像増幅機（intensifier）を使用している、好ましい態様を示している。
図２１Ａ〜２１Ｃは、図２０の検知器アセンブリの代替的な態様を示している。
図２２Ａ〜２２Ｂは、走査又は段階的撮像法を示している。
図２３は、本発明に従う撮像系のもう１種の好ましい態様である。
図２４は、本発明に従うｘ線撮像系のもう１種の好ましい態様である。
図２５Ａは、本発明に従う骨密度測定及び組織病巣の撮像のために使用される検出構造体の略図である。
図２５Ｂは、伝達性検知器を使用している、ｘ線検出系のもう１種の好ましい態様を示している。
図２５Ｃは、検知器アレイをもつ２基のシンチレーターを使用している好ましい態様を示している。
図２５Ｄは、２基のシンチレーター及び２基の検知器を使用している好ましい態様を示している。
図２５Ｅは、両方の検知器が後部でシンチレーターに連結されている好ましい態様を示している。
図２５Ｆは、２基の、光学的に隔離された検知器アレイが互い違いに配置されている（staggered）好ましい態様を示している。
図２５Ｇは、１枚の燐光体層をもつ２本の互い違いの検知器アレイを使用している、好ましい態様を示している。
図２６は、二本の、距離を空けたアレイが、デジタル乳房撮像及び定量分析に使用される、本発明の好ましい態様である。
図２７は、各リニアアレイ中の撮像素子が患者及びｘ線源に対して異なる角度で配置されている、もう１種の好ましい態様を示している。
図２８は、多数の撮像素子が、３種又はそれ以上の、距離を空けたリニアアレイをもつことができる標準ｘ線フィルムカセットにサイズを適合させている大きいアレイ中に配列されている、好ましい態様を示している。
図２９は、共通の光ファイバープレート及びシンチレーターを使用しているリニアアレイの断面図を示している。
図３０は、放射源に対してアレイを平行移動させるための系を示している。
図３１Ａ及び３１Ｂは、２段階の撮像シークエンスの工程を示している。
図３２は、その中で線源に対してアレイが移動する、組織の連続的撮像又は走査のための系を示している。
図３３Ａ及び３３Ｂは、本発明に従う末梢部の走査ｘ線撮像系の遠近図及び上部断面図を示している。
図３４Ａ及び３４Ｂは、本発明に従う末梢部走査装置のもう１種の好ましい態様を示している。
図３５Ａ及び３５Ｂは、本発明に従う二重エネルギーｘ線撮像のためのマイクロ製造されたフィルター系の好ましい態様を示している。
図３５Ｃ（ａ）〜３５Ｃ（ｄ）は、図３５Ａ及び３５Ｂに示されたフィルター系を製造するための、好ましい工程シークエンスを示している。
図３６Ａ及び３６Ｂは、光学的蓄積素子を使用している、ｘ線撮像系を示している。
図３７は、蓄積されたｘ線画像を検出するための光学的刺激系を示している。
図３８Ａ及び３８Ｂは、光学的蓄積素子を使用しているｘ線撮像のための追加的な好ましい態様を示している。
図３９Ａはデジタルの歯科用放射線撮像法のための光学的蓄積素子を使用する口内挿入体の構成部材の破断図である。
図３９Ｂ及び３９Ｃは、光学的蓄積素子及び取り外し可能なカバーを含む、カセット形態の口内挿入体の、代替的な態様を示している。
図４０Ａ〜４０Ｃは、蓄積されたｘ線画像を検知するための光学的刺激系の追加的な好ましい態様を示している。
図４１は、時間の関数としての励起パルス及び刺激蛍光パルスの両者の強度を示す図である。
図４２は、画像プロセッサー及び検知器ステーションに連結された複数画面からなるネットワークをスキームで示している。
図４３は、蓄積されたｘ線像を撮像するための赤外線透過検知器の使用法を示している。
図４４は、蓄積されたｘ線画像を拡大するための光学系の使用法を示している。
好ましい実施例の詳細な説明
図１において、骨密度測定研究の実行のための本発明の好ましい実施例は、検知器１０及びＸ線管１２又はガドリニウム（Gadolinium）１５３のような放射性核種放射源のいずれかを使用する。検知器１０は、２次元の電荷結合素子（ＣＣＤ）２４に機能的に結合されたシンチレーションプレート２０を備える。ＣＣＤは１個の小型電子チップ内に一体化された検知器の２次元アレイである。シンチレーションプレート２０とＣＣＤ２４との結合は、光学級レンズ２５により達成される。かかるレンズは、スクリーンからの集光に適した小さいｆ数（０．６−１．８）を持たねばならない。ＣＣＤの方向に放射されたシンチレーションプレートからの光の集光効率（Ｅ）は次式により計算される。
Ｅ＝ｔｍ2／４ｆ2（ｍ＋１）2
ここに、
ｔは、レンズを通る光の伝達係数
ｍは、シンチレーションプレートからＣＣＤへのの倍率
ｆは、レンズのｆ数である。
別の方法においては、シンチレーションプレートとＣＣＤとの間の光結合は光ファイバーレジューサーにより行うことができる。
図２を参照すれば、骨密度測定装置１０は、対象体１６に向けてＸ線ビーム１４を送るＸ線管１２を持つ。Ｘ線管は、２種の明らかに異なったエネルギーレベルの各においてＸ線を放射することができる。この２種のエネルギーレベルは、後で説明されるように、患者の２種の明らかに異なったＸ線像を得るために使用される。図１と比較して、放射源を患者の上方に置き、検知器をテーブルの下に置き得ることに注意されたい。
対象体１６がＸ線エネルギーの放射を受けると、対象体１６に達したＸ線のある部分は対象体により吸収され、その吸収量はＸ線に照射された骨又は組織の密度に依存する。Ｘ線は一般に直進するので、対象体の放射源１２から遠い方の側において対象体に存在するＸ線エネルギーは、対象体における吸収の空間的表現であり、従って組織及び骨の相対密度の空間的表現である。
対象体を通過したＸ線を受けるために、患者のＸ線源１２から遠い方の側にシンチレーションスクリーン２０が設けられる。シンチレーションスクリーン２０はＸ線に感ずる蛍光物質であり、これは、Ｘ線エネルギーを受けると可視光を放射する。シンチレーションスクリーンから出された放射の空間強度パターンは、スクリーン２０の受け入れたＸ線放射の空間強度パターンに比例する。そこで、シンチレーションスクリーン２０は、可視スペクトルで、或いは紫外線又は近赤外線に変えて画像を提供し、この画像はシンチレーションスクリーン２０に到達しているＸ線像と区域ごとに比例する。
シンチレーションスクリーン２０とＣＣＤセンサー２４との間にレンズ２２が置かれる。ＣＣＤセンサー２４は密な間隔のＭＯＳダイオードを使用した感光性画素のアレイであり、これらダイオードは光子を電子に変換し、これにより受け入れられた光学像の離散的な電子表現を作る。レンズ２２はシンチレーションスクリーンに面し、シンチレーションスクリーン２０からの光をレンズ２２を通してＣＣＤセンサー２４の面の上に焦点を合わせる。周囲光がＣＣＤセンサーに到達することを防ぐために、シンチレーションスクリーン２０とレンズ２２との間の領域を囲む写真機の蛇腹式のシェード２６が設けられる。蛇腹シェード２６は、光学的雑音レベルの画像信号のＣＣＤセンサー２４への到達を減らすように作用する。
シンチレーションスクリーン２０は、これに入射するＸ線の大部分を吸収するが、多少はなおスクリーン２０を経て伝達され、シンチレーションスクリーン２０の光画像信号と干渉する。Ｘ線とＣＣＤセンサーとの直接の相互作用は非常に輝いた画素を作り、センサーにより検出される光画像に「スノー効果」を生ずる。加えて、伸びた直接Ｘ線のＣＣＤセンサーの照射は、その暗電流を増加させる可能性がある。これらの理由で、シンチレーションスクリーン２０とレンズ２２との間、或いはレンズとＣＣＤとの間に、光学級鉛ガラス又は鉛アクリルのフィルター２８が置かれる。鉛ガラスフィルター２０は、迷Ｘ線の大部分を吸収し、これのＣＣＤセンサー２４への到達を防ぐ。散乱Ｘ線のスクリーンへの到達を防ぐために、患者とシンチレーションスクリーンとの間に散乱防止用格子２９が使用される。
典型的な検査中は、対象体１６はＸ線源１２とシンチレーションスクリーン２０との間に位置決めされる。次いで、Ｘ線源が短時間だけ、典型的には１ないし５秒間、作動させられる。Ｘ線は、対象体１６を通って差別的に伝達され吸収され、シンチレーションスクリーン２０と相互作用する。相互作用すると、スクリーン２０は電磁スペクトルの可視部分で発光する。この実施例においては、シンチレーションスクリーンはテルビウム活性物質であり５４０nmの領域で発光する。
シンチレーターから放射された光は、レンズ２２を経てＣＣＤセンサーに伝達される。光エネルギーは、ＣＣＤセンサー２４と相互作用すると電子に変換され、ＣＣＤセンサー２４の各画素内に蓄積される。この実施例のＣＣＤセンサー２４は５１２×５１２個の画素から構成されるが、かかるセンサーは多くの異なった数にすることができる。ＣＣＤセンサーは、Ｘ線暴露の全期間中、光学的画像を検知しかつこれを蓄積し、シンチレーションスクリーンからの画像信号を「統合」する。Ｘ線暴露の終了後、ＣＣＤ２４における離散型表現がＣＣＤ制御装置３０により読み出される。ＣＣＤ制御装置３０は、ＣＣＤセンサー２４から１画素ずつ画像表現を読み取り、これをデジタルアレイに組織する。次いで、空間位置及びＸ線強度を表しているデジタルアレイがメモリー又は画像記憶装置３２に出力される。画像は、画像処理手法を行うために、画像記憶装置３２からデータプロセッサー３４によりアクセスすることができる。データプロセッサー３４による処理の前又は後に画像の表示ができるように陰極線管（ＣＲＴ）３６を設けることもできる。
フィルムスクリーン放射線写真のようなその他の通常の検知方法とは異なり、ＣＣＤに基づく画像化は、ＣＣＤの各画素における伝達Ｘ線の強度と作られた電荷との間の線形の量的関係を提供する。第１の高エネルギーＸ線暴露があった後で、得られた画像は画像記憶器３２内に記憶され、低エネルギーＸ線ビームの第２の暴露が同じ位置の対象体１６になされる。この暴露の間、典型的には約１mAの管電流で約７０kVpの低エネルギーＸ線ビームが使用される。管は、４０kVpで、更にほぼ１４０kVeまで、電子を加速するすることができる。管の電圧及び電流はコンピューターメニューにより管理されることに注意されたい。次いで、低エネルギーＸ線像が高エネルギー暴露と共に画像記憶器３２内に記憶される。各画像は、柔らかい組織及び骨を通過するＸ線の伝達についての相対的な量的情報を提供する。
両方の画像が得られると、２重光子吸収測定の比較処理技術が適用され、Ｘ線により走査された身体の諸領域の定量的な密度測定値が決定される。短時間にエネルギーレベルの異なった２種のＸ線により作られた２個の画像の相互関係が、Ｘ線管の出力の不安定のため生ずるシステム的な画素ごとの誤差の可能性を相当に小さくさせる。
本発明の好ましい実施例は、走査検知器とは異なり面検知器に関係するため、密度の測定検査に要する測定時間が非常に少なくなる。検査すべき領域を長方形に横切って走査するのではなく、全領域が同時に照射され、得られた画像は同時に処理される。典型的に、現在の２重光子技術を使用する全処理は、Ｘ線管の電力と支持している電子装置の処理速度とに応じて、３０から６０秒かかる。
図３は、図２の実施例とは別の実施例を示す。この実施例においては、図２のＸ線源１２は放射性核種放射源４０に置換される。この放射性核種放射源はガドリニウム１５３である。ガドリニウム１５３は、２個のエネルギー帯、４４keVの低エネルギー帯と１００keVの高エネルギー帯で同時に光子を放射する。従って、ガドリニウム源は２重光子放射源である。２種の異なったエネルギーレベルからの画像を別個に得られるように、放射源４０と対象体１６との間にＸ線フィルター４２が置かれる。この実施例では、フィルター４２は銅、又はｋエッジフィルターであり、ビームからの低エネルギー（４４keV）放射のほとんど全部を無くす。フィルターの除去は、ビームをその２重エネルギー性に回復させる。フィルター４２は、Ｘ線ビームの線において開閉する電磁シャッターとして設置される。まずフィルターシャッターを閉じて高エネルギー画像が得られ、その後、シャッターを開いて２重エネルギービームを使用して画像が得られる。
両方の電子画像が記憶され、データプロセッサー３４により２重エネルギー画像から高エネルギー画像を電子的に差し引くことにより、低エネルギー光子のみの伝達の画像表現が得られる。両画像が得られると、定量的な密度計算をするために比較２重光子処理技術が使用される。
図３の実施例の更なる特徴は、光ファイバーレジューサー４４による図２の実施例のレンズ２２の置換である。光ファイバーレジューサー４４は、一緒にきつく詰められシンチレーティングスクリーン２０からＣＣＤセンサー２４に至る光ファイバーの大きいアレイよりなる焦点合わせ装置である。ＣＣＤセンサー２４の近くにおいて、多くのファイバーを一緒に熔かして個々のファイバー上に存在する信号を組み合わせることができる。効果は、シンチレーションスクリーン２０におけるレジューサー４４の入力からＣＣＤセンサー２４におけるレジューサー出力への画像の圧縮である。この方法において、レジューサー４４は、焦点用レンズの必要無しにシンチレーションスクリーン２０からの光をＣＣＤセンサー２４上に効果的に焦点合わせする。
これらは、図３においては一緒に示されるが、放射性核種放射源４０のある光ファイバーレジューサー４４を使うことは必要ない。どちらの素子も図２の設備内に個々に置換することができる。しかし、Ｘ線フィルター４２は、２重光子識別能力を提供するために、放射性核種放射源４０とともに使用すべきである。しかし、図１０及び１１の実施例に関連してパルス高さ解析をなし得ることに注意されたい。
図４は、図２及び３のシンチレーションスクリーン２０への変更例を示す。図３により描かれたスクリーン４８はシンチレーティング光ファイバープレートである。このプレート４８は、これを通って走っているシンチレーティングファイバー５０よりなる光ファイバーのフェースプレートである。光ファイバープレートは、図２のシンチレーションスクリーン２０と本質的に同じ方法で選択的にＣＣＤとインターフェースするが、光ファイバープレート４８は、Ｘ線停止能力を増加させるためにより大きい量子効率を許す。
図５に、ＣＣＤセンサー２４の画素アレイの表現が示される。図５に示されたアレイは、説明の目的で１０×１０個しかないが、実際のアレイは異なった大きさを持つことができる。アレイ内の各画素は個別の感光素子であり、これらがアレイにより検知される画像全体を構成する。この実施例のＣＣＤセンサーの特徴は、センサー２４の画素を一緒に「結合」する能力である。画素アレイの結合は、１個の絵の要素として確認される「スーパー画素」を形成するように、そのグループを一緒に結合させるためのセンサー電子回路の能力を指す。
電荷は、電荷の読出し中に、２個以上の隣接ポテンシャル井戸内に入れられた電荷パケットを、１個のポテンシャル井戸の中に組み合わせることにより結合される。井戸又は検知素子の適宜の長方形グループから２次元結合を行うために直列及び並列の結合を組み合わせることができる。
図５の結合可能なアレイにおける暗線は、個々の画素が一緒にまとめられる場所を示す。例えば、上左の４個のコーナー画素５０は、スーパー画素を形成するように、これらをＣＣＤセンサー２４の制御により一緒に結合させることができる。次いで、スーパー画素は、ＣＣＤ電子回路により１個の画素として認定され、各画素５０に到達する光の強さはスーパー画素の全面にわたって平均される。この方法で、アレイの大きさを電子的に管理することができる。図５に見られるように、１０×１０のアレイを通じて、４個の画素のグループが一緒に結合され、全アレイの大きさは５×５となる。ＣＣＤセンサー２４の結合は画素アレイの解像度を下げるが、雑音の相対百分率も下げられ、従って改良された信号雑音比を提供する。
続くＸ線データ獲得方法は上述の方法に代わるものである。この方法においては、画像は高エネルギーで獲得され、ＣＣＤは正常な非結合モードで読み取られる。高エネルギービームの対象体への高い貫徹力のため、対象体に存在するＸ線の影響は、低エネルギービームのそれと比較して高い。このため、ＣＣＤ画素当たり得られる電荷信号は比較的強い。この画像は、高エネルギー像として蓄積される。また、この画像は対象範囲の手動選定により、又は自動エッジ検知により測定すべき骨の区域を計算するために使用することができる。従って、測定された骨の区域におけるより高精度のために、高解像度画像の利点が得られる。従来は、骨密度測定の精度と精密さとは、次善の空間解像度のため非常に限定される。低エネルギーにより獲得された次の画像は、画素結合方法、例えば２×２画素結合を用いて読み出される。対象体を通過する低エネルギービームの伝達は高エネルギービームと比較して低い。そこで、各ＣＣＤ画素における強い信号を記録するために、照射放射量を増加させなばならない。
或いは、信号対雑音比を増加し照射放射量を減少させるために、低エネルギーに対して結合技術を使用することができる。この２重モード獲得手順は、信号対雑音比を改善し、患者への照射放射量を下げるための、極めて強力なツールである。
図２及び３に示された光学素子の配列は好ましい実施例を表すが、本システムの機能は、かかる直列形式の光伝送には依存しない。図６は、光学素子の別の配列を示し、これにおいては、ＣＣＤセンサー２４はシンチレーションスクリーン２０に関してある角度に設定され、そしてシンチレーションスクリーンから出された放射をＣＣＤセンサー２４に向かうように反射させるためにミラー５２が使用される。レンズ２２はＣＣＤセンサー２４とミラー５２との間に示され、これが画像をＣＣＤセンサー上に焦点を合わせる。しかし、シンチレーションスクリーンの像の結像は、画像がミラー５２に到達する以前又は以後に生ずる可能性がある。事実上、ミラー自体はシンチレーションスクリーン２０からの画像の焦点合わせを与えるような形状とすることができる。
図７は、光学素子の更に別の配列を示す。図７において、対象体１６は、Ｘ線に対して透明な支持体５４により支持される。支持体５４は、対象体１６をシンチレーションスクリーン２０の上方のある距離に持ち上げて保持する。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線放射の照射された面と同じ面から画像データを再放射する。ミラー５２はこの画像をＣＣＤセンサー２４に反射するように傾けられ、このＣＣＤセンサーはＣＣＤ制御装置３０により処理されるようレンズ２２を通して焦点合わせをされた画像を収集する。
図６の配列の場合と同様に、シンチレーションスクリーン２０からの画像の焦点合わせは、これがミラー５２により反射される以前又は以後に行うことができ、或いはミラー５２自体により焦点合わせをすることができる。加えて、先に説明されたいかなる光学素子も、図５及び７の配列内に置換することができる。これは、Ｘ線吸収スクリーン２８、散乱防止用格子、光ファイバーレヂューサー４４、及び光ファイバーフェースプレート４８を含む。
Ｘ線の散乱を減らしかつ電子的に獲得されるＸ線像のダイナミックレンジを大きくさせる非常に効果的な放射照射量の有効な方法はスリット走査方法の使用である。この方法においては、Ｘ線の扇状ビームが患者を走査し、そして検知器の線形アレイが伝達された放射の検出に使用される。典型的な用途においては、検知器の長さが、１回の通過でカバーし得る領域の幅を限定する。また、検知ラインを形成するために、多数の小さいリニヤーＣＣＤ又はホトダイオードのアレイが使用される。これは、検知器組立体をどちらかと言えば複雑にする。もし検知器組立体の冷却が必要な場合は、かかる拡張された検知器のため達成が困難である。また、電子式増強装置の使用による画像増強は困難かつ非常に費用を要するようになる。
２重エネルギー骨密度測定についての別の実施例は、ＣＣＤ又はホトダイオードの線形アレイを使うことなく形状をスリット走査するという利益が得られる。この方法は、図８に図式的に図解される。線から面への光ファイバー変換器６２に関連して面ＣＣＤセンサー６４が使用される。この変換器はコア材料よりも屈折率の小さいクラッディングを有する可撓性の、又は強固な光ファイバーで作ることができる。図８に示されるように、ＣＣＤ６４は多数の行に分割され、各行には光ファイバーリボンが光学的に連結され又は接合される。変換器６２へのＣＣＤ６４の連結は、他の実施例に関連して説明された種々のシステムを用い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への光の横断を防ぐために域外吸収装置を使うことができる。各リボンの他方の端部は線形センサーを形成するように縦列に配列される。線形センサーの前面（入力端）においては、テルビウムで活性化されたガドリニウムオキシフルファイド（GOS:Tb、gadolinium oxyfulfide）のようなＸ線変換シンチレーター６０が使用される。或いは、高エネルギーにおける量子化率を改善するためにシンチレーティング光ファイバーオプティカルプレートを使用することができる。非常に小型の面検知器を有する線形Ｘ線センサーがスリット走査式の実施例により使用される。
この形式の典型的な線形検知器は、スリットの長さに沿って縦列の僅かのリボンを備え、そして１個から多数までのリボンが検知器のスリットの幅を横切る。
典型的な例において、各画素が２０×２０ミクロンの面積を有する５１２×５１２画素ＣＣＤを考える。この実施例には、個々のファイバーの直径が６０ミクロンの光ファイバーの束が使用される。ＣＣＤにおいて、各ファイバーはほぼ３×３画素の面積をカバーするであろう。各画素とファイバーとの間の完全な配列が望ましいが、この用途に対してはこれは必須ではない。ファイバーの密な充填は、ＣＣＤの全面積をカバーしている１７０×１７０のアレイ又は総数２９１２７個のファイバーで得られるであろう。ファイバーの各リボンは、１７０個のファイバーからなりかつＣＣＤのほぼ５１３×３画素をカバーしている１行に相当する。もしＣＣＤから出ている総てのリボンが縦列に配列されたならば、線形センサーの長さは約１７５cmであろう。或いは、リボンを、少数を縦列に、また少数をスリットの幅を横切って配列することができる。上のＣＣＤを使用し、ほぼ１５個のリボンを縦列にしてＣＣＤ面積の一部分だけを使用して１５．３cmの線形検知器を作ることができる。
ＣＣＤ面積の完全使用は、リボンを１５のグループに重ねて（ＣＣＤの行あたり１リボン）、Ｘ線シンチレーターと光学的に連結されたファイバーの２５５０×１１のアレイよりなる准線形検知器を作ることにより行うことができる。このスリット検知器の寸法は１５３×０．６６mm、全検知面積は１．０cm2となるであろう。スリットの総検知面積がＣＣＤの総面積とほぼ等しくかつ光ファイバー出力の線形寸法がＣＣＤの線形寸法とほぼ同じでなければならないことに注意することが重要である。スリットがより広くなり又はより長くなると出力端の面積がより大きくなるであろう。この場合、より大きいＣＣＤを使用でき、又は光ファイバーレジューサーが光ファイバー変換器とＣＣＤとの間に光学的に接合される。或いは、ＣＣＤの寸法に適合するように変換器自体をテーパーにすることができる。より高い空間解像度のためには、光ファイバー変換器はより細い直径（５−６ミクロン）の光ファイバーで作られる。
ある種のより詳細で低照射の用途に対してより大きい信号増幅率が必要な場合は、近接焦点画像増強装置を、光ファイバーとＣＣＤとの間、又は光ファイバー変換器と光ファイバーテーパーとの間に光学的に接合することができる。画像増強装置は近接ダイオード形式又はマイクロチャンネルプレート装置とすることができ、これら両者は市場で入手可能である。或いは、商業的に「増強ＣＣＤ（intensified CCD）」と呼ばれるＣＣＤと増強装置との一体化組立体を使用することができる。別の方法は、光ファイバー変換器と非増強又は増強ＣＣＤとの間に連結されているレンズを使用することである。
ＣＣＤの冷却は、熱電式冷却装置により容易に達成される。冷却は、非常に高コントラスト解像度が要求されかつ画像獲得時間が比較的長いときにのみ要求される。もし、ＣＣＤが５００kHz（５×１０5画素／秒）で読み出すならば、対象体の面積１５０mm×１５０mmをほぼ１１４秒（約２分間）で走査できる。ＣＣＤの読出し速度の増加により、より速い走査が達成可能である。
或いは、更に速い走査のために、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。この装置は、その感知面積の半分を蓄積用に使用し、感知用には使わない。この方法で、感知区域９１から蓄積区域９３への画像の移動は数ミリ秒で達成される。この目的で、１２８×１２８又は６４×６４要素のようなより小さいＣＣＤを、５１２×５１２ＣＣＤと同様な配列で使うことができる。更に、より大きい面積のＣＣＤをこの目的で使うことができる。前述のような画素結合をこの検知方法に適用することができる。ガドリニウム１５３（Ｇｄ−１５３）放射源を、Ｘ線管の代わりに前段で述べたように使うことができる。Ｇｄ−１５３放射源は、検知器の長手寸法と平行な小さいペレット又は視準された線放射源である。
線から面への変換の設計により、Ｘ線ビームの直線経路からＣＣＤを除くことができ、従って直接Ｘ線との相互作用からＣＣＤを容易に遮蔽することができる。これは、ＣＣＤの有効寿命を延ばし、Ｘ線とセンサーとの直接相互作用による「スノー」効果を軽減する。更に、この方法は、レンズ又は光ファイバーテーパーよりもより大きいシンチレーターとＣＣＤとの間のより大きい光伝達効率を許す。画素結合方法は、Ｘ線ビーム又は検知器コリメーターのいかなる機械的変更もなしに、操作者が望ましい空間解像度及びコントラストを選定することができる点に注意されたい。解像度及びコントラストを決定する検知器の画素寸法は、コンピューターからの指令により管理することができる。このＸ線像化の様相は、患者の大きさ及び病歴による走査の最適化に非常に効果的に使用することができる。
別の方法は、Ｘ線写真の定量のための改良された直線走査方法を提供する。この実施例においては、シンチレーターに光学的に結合された２次元ＣＣＤが、直線走査モードのＸ線検知器として使用される。ＣＣＤはフルフレーム又はフレーム移動装置とすることができる。フレーム移動ＣＣＤはデータの走査及び獲得をより速くするであろう。
ＣＣＤシンチレーター組立体は、システムの性能に対して極めて重要である。ガドリニウムオキシフルファイドのような多結晶シンチレーターのＣＣＤとの直接光学的接合が可能であるが、この方法は、直接Ｘ線相互作用からＣＣＤを遮蔽するには不十分である。層の厚さを増加すれば、光の拡散のため、Ｘ線像の空間解像度が低下する。多結晶光シンチレーターとＣＣＤとの間のシンチレーティング光ファイバープレートの使用がこの問題に対する解答を提供する。
シンチレーティング光ファイバープレートは、Ｘ線又は紫外線を、約５５０nmにピーク放射を有する緑色に変換するように設計された光ファイバーフェースプレートである。このフェースプレートは、個々のファイバー間の光の拡散を防ぐために別の壁（mural）吸収体で製造される。シンチレーティング光ファイバープレートの面積はＣＣＤを完全に覆わねばならない。望ましい厚さはＸ線放射のエネルギーに依存する。５から１０mmの厚さが望ましいが、より薄い又はより厚いプレートを使うことができる。１０mm又は２０mmのような非常に厚いシンチレーティング光ファイバープレートの使用は、望ましくないＣＣＤとのいかなる直接Ｘ線相互作用もほとんど無くすであろう。シンチレーティング光ファイバープレートは薄い層の燐光体なしでも使用することができる。しかし、２種の組合せが、患者への放射照射量を減らしたときのより良い画質を作るであろう。或いは、シンチレーティング光ファイバープレートの支持体として通常の光ファイバープレートを使うことができる。光ファイバー上の多結晶燐光体の光学的結合は、直接成長により、又は光学用接着剤の使用により達成することができる。
別の方法では、屈曲光ファイバー束をシンチレーターとCCDの間に使用することができる。この屈曲束の幾何学的構造により、外部のx-線照射からCCDを極めて効果的に遮蔽することが可能となる。CCDと光ファイバーコンバーターの間をつなぐレンズを使用することもできる。感度を上げるために、近位焦点画像インテンシファイア（intensifier）、画像二極管またはマイクロチャンネルプレートを、光ファイバースの入力末端または光ファイバー束とCCDとの間に使用することができる。好適な方法は、入力末端にインテンシファイアを使用することである。シンチレーターをインテンシファイアの入力に光学的に結合することができ、あるいはシンチレイティング光ファイバー入力プレートを備えたインテンシファイアを使用することができる。
ｘ-線管はＣ−腕配置で検出器と整列している。ｘ-線ビームは、検出面でおよそ１×１cmの検出器の面積とほぼ一致する。ｘ-線が患者を通って伝わると、幾らか（20〜60％）は第１多結晶質シンチレーターにより吸収されて可視光を生成する。この光は、CCDの方向に向かって光学的に透明な光ファイバーフェイスプレートを通って伝わる。第１シンチレーターとは相互作用しないｘ-線は、光ファイバーフェイスプレートに吸収されるだろう。シンチレイティング光ファイバーフェイスプレートを使用するならば、これらのｘ-線はファイバーに吸収されてさらにシンチレーションを生成するだろう。したがって、シンチレイティング光ファイバープレートは、光伝導デバイス、ｘ-線遮蔽、第２ｘ-線検出器およびｘ-線シグナル増幅器として作用する。
ｘ-線が誘導する光がCCDの光感受性面と相互反応すると、シンチレーター中のｘ-線相互作用の数に比例する電荷が生じる。次にCCDに蓄積された電荷が読まれる。しかし直線的な走査モードでは、各CCDの読み取りは、およそ１平方センチメートルの小さいセグメントの全画像に相当するだろう。したがって、全画像は各画像セグメントの空間的な追加により得られる。例えば、15×15cmの場を覆い、そしてセンサー面積が1.0×1.0cmならば、152（225）セグメントを得、そして合成しなければならない。500kHzで操作する512×512画素のCCDは、各セグメントを0.5秒内に読み取り、そして約２cm/秒の走査速度で全走査に約２分かかるだろう。より速い走査は、走査速度およびCCDの読み取り速度を増すことにより得られる。
二エネルギー走査は、最初に全領域を、典型的には蓄積（binning）なしで130kVpの高管電位で走査し、そして次に典型的には蓄積ありで約70kVpの低管電位で走査を繰り返すことにより得られるだろう。自動的スライド機構は、すでに記載したように高エネルギービーム用に高アルミニウムフィルトレーション（filtration）を、そして低エネルギービーム用に少ないフィルトレーションを配置する。画素が蓄える（binned）撮像は、向上した精度で両エネルギーで可能である。高および低の両エネルギー画像が同様に蓄えられる場合、生成する画像間の正しい相関が作られる。次に第３の高エネルギー−高解像画像は、走査される物体の外形を定めるために使用できる。シャッターを付けたガドリニウム同位体供給源を使用することができる。
あるいは撮像の各セグメントについて、管のエネルギーレベルを低から高へ切り替え、そして高および低エネルギーを示す各セグメントを後の分析のために保存することができる。
別の方法は、スクリーンからCCDセンサーへの光増感法を採用する。この方法では、静電的に焦点化した画像インテンシファイア（図２）を、シンチレイティングプレートの代わりに第１検出器として使用する。このインテンシファイアは好ましくは、直径約15cm、そして0.3〜0.5min厚のヨー化セシウム入力燐光体を採用する。画像インテンシファイアの高電圧は、正常値のおよそ半分に減らすことができる。電位を増進させる画像インテンシファイアにおける減少は、画像コントラスト特性およびデバイスの動的範囲における改良に貢献するだろう。CCDセンサーは、約１：1.0のｆ−数を持つ高速レンズにより、画像インテンシファイアの出力燐光体に光学的に連結されている。高いシグナル増強化により、CCDの冷却は必須ではないが、もし大変低い熱ノイズレベルを望むならば冷却を適用することができる。インテンシファイアを使用することにより、低いノイズ性能特性を有するCCDの使用が可能となり、これは装置の経費および複雑さを減らす。
理想的には、検出したシグナルはいかなる散乱作用もない身体を通って伝達されたｘ-線により生成される。大量の散乱が起こる検出は、非−直線的で、しかも動的範囲の減少をもたらすだろう。散乱の効果的抑制は、典型的には10cm×10cmの狭い視野を使用することにより、そして患者とシンチレーティングプレートとの間にエアーギャップ（約20cm）を使用することにより成される。あるいは狭い視界を、直線の、または交差した散乱防止グリッドと組み合わせて使用することができる。
内部装置安定性制御システムが組み込まれて、ｘ-線管の電位および電流におけるいかなる不安定性も自動的に補正する手段を提供する。安定性制御デバイスは、記載する方法の操作に必須ではないが、これは骨密度の測定においてより良い信頼性および精度を提供する。推薦されるデバイスを概略的に図９に示す。ｘ-線管１２の出力は、管のウインド付近の主ビーム口８０に隣接する第２ｘ-線ビーム口７８に配置された一対のｘ-線センサー７９により監視される。このセンサーは、シリコンダイオード、カドミウムテルル化合物放射センサーまたは他の任意の固体状ｘ-線センサーであることができる。あるいは、一対の小型光電子倍増−シンチレーターまたはフォトダイオードシンチレーターアッセンブリーを使用できる。両検出器とも電荷積分モードで作動し、そして検出したシグナルは、各エネルギーについて全走査中に時間の関数として連続的に監視する。この時間変動シグナルはデジタル化され、そしてコンピューターメモリーに保存される。エネルギーのある第２ビームのフィルトレーションでの変化は、同じフィルター変化機構により制御されるので、主ビームでの変化と同一である。図１２と関連してさらに記載するように、センサー系は検出した情報を標準化するために、またはｘ-線源の操作を制御してｘ-線源出力における望ましくない変動を防止または減らすために使用できる。
１つのセンサー７０の前に、一定量のポリメチルメタクリレート８６を置いて、柔軟組織の平均厚を模する。別のセンサー７０の前に、脊椎または大腿骨で遭遇する量に等しい量の骨を模する一定量の材料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-線造影において骨を模するために市販されている。したがって、既知の密度の骨の標準および柔軟組織均等厚を有する第２検出系が本態様では提供される。
各センサー７０からのシグナルを、骨の内部標準の密度を走査中の時間の関数としてコンピューター処理するために使用できる。この標準の一定密度からの任意の偏差は、ｘ-線放射のエネルギーまたは強度のいずれかの変化によるものである。患者の走査でコンピューター処理した骨密度の各値は、骨の標準のコンピューター処理値に対応する。したがって、一対の高および低エネルギーCCDフレーム撮像から引き出された骨密度の各算定数値は、内部標準の密度から得た偏差を使用することにより補正または標準化することができる。例えば、直線走査中の骨の標準の値が、所定の画像面積中でプラス３％偏差していれば、走査した患者のコンピューター処理した骨密度は、この面積でその量を補正しなければならない。この内部参照法は、本明細書に記載するすべての統計的および走査態様で使用することができる。
上記の計算法と関連して、骨を模するエポキシ材料、またはｘ-線吸収体と均等なアルミニウムの多数のストリップ７２（方形ロッド）を、スリット走査法用の走査方向に走る台７３の下に配置する。各々の直線ストリップは異なる厚さ、または骨と均等な密度を有する。ｘ-線管および検出器アッセンブリーが試験する面積上を走査するとき、各組のロッドが走査され、そしてそれらの密度がコンピューター処理される。測定したこれらロッド密度の整合性は、システムを確実に正しく操作するために使用できる。この標準のセットは、検出器７６のｘ-線出口８０から端７４のどこにでも配置することができる。
生物組織または検体中の放射性核種分布の画像は、十分に確立されたオートラジオグラフィー法により、ほとんどすべての生物学研究室で行われている日常的な作業である。この手法では、検体の薄い切片が写真フィルムと接触して配置され、これにより検体からの放射をフィルムに暴露することが可能となる。続いて、フィルムは標準的な化学的現像法により、手動で、または自動的なプロセッサーを使用して処理される。しばしば、画像レセプターの吸着効率を強めるために、そして暴露を短くするために増感スクリーンが使用される。増感スクリーンは、比較的高いエネルギーであるガンマまたはｘ-線放射が記録されるとき（２−200keV）に特に有用である。またそれらは、高エネルギー電子にも有用であり得る。
オートラジオグラフィーは、放射性核種の生体分布を反映する画像を生成し、そして多くの生物医学分野で有力な道具として確立された。この主な欠点は、目的の領域中の放射性核種の相対的または絶対的濃度の定量性の問題と関連している。この難しさは、増感スクリーンを使用する時に多く使用されている写真用フィルムの非−直線性および相反則不軌から生じる。さらに、現像温度および一般的には処理薬品の条件が、フィルムのかぶりレベルおよびコントラストに影響を及ぼす。すべてのこれらの因子が定量化を大変難しくし、そして定量的オートラジオグラフィーにおいて、時間のかかる作業は多くの不確定性に対する影響を受け易くなる。これらの問題にもかかわらず、定量および画像増強の両方のためにマイクロデンシトメーターまたはビデオカメラを使用することにより、フィルムのオートラジオグラフをデジタル化した研究者もいる。
オートラジオグラフィーでは、画像はラジオトレーサーが引き出された場所の領域を表す。元の組織スライドに関する解剖学的情報は、オートラジオグラフではそれほど詳細に移されない。適切に解釈するためには、ラジオトレーサー分布と解剖学的構造とを相関させるために、組織スライドとオートラジオグラフのスライドとを並べて観察することが必要である。ラジオトレーサーの正確な解剖学的位置を確認するために、しばしばスライドとオートラジオグラフとを重ねる必要がある。この方法では、解剖学的位置をトレーサーに割り当てる正確度はかなり妥協される。
オートラジオグラフィーの最も重要な問題の１つは、フィルムを暴露するために必要な時間が長いことである。多くの応用では、この時間は数時間から数日にわたり、さらに数週間かかる場合もある。したがって、技術者は暴露を繰りかえさなければならないか否か、分かるまでに数日待たなければならない。
オートラジオグラフィーは、ヒトまたは動物中の放射性核種の分布をインビボ造影するにはなじまない。むしろオートラジオグラフィーは、摘出した試料中の放射能分布を検出することに関連する。すべての入手可能なフィルムスクリーン画像レセプターは、この目的に通例使用されている大部分のガンマ放射体については、極めて低い量子効率を有する。さらに大容量の組織の存在では、画像レセプターに到達し、そしてコントラストおよび空間的解像度を落とす、莫大な量のガンマ線の散乱を生じる。このフィルム−スクリーンレセプターは、エネルギー識別能をもたないので、散乱の発生は避けられない。散乱を抑制するためにコリメータを使用することは、幾何学的効率において劇的な低下をもたらす。
したがって本発明は、その様々な態様において、放射画像と調査中の物体の解剖学的特徴とを関連づけるために、迅速にオートラジオグラフィーに関するデータを獲得し、そして放射および透過実験の両方を重ねることができる小型のデバイスを提供することにより、オートラジオグラフィーを行うための効率的手段を提供する。以下の図１０および図１１と関連して記載する態様は、オートラジオグラフィー法を行うために使用できる。
ヒトおよび動物の放射性核種の造影は、最も一般的には「ガンマカメラ」と呼ばれているアンガー形カメラを使用することにより、日常的に行われている。このガンマカメラは、最も多く使用される放射性核種に関しては50％を越える量子効率を有し、そして検出した各光子のパルス−高分析により、主要光子からの散乱を識別する能力を持つ。ガンマカメラ固有の空間解像度は、約3.5mmである。コリメータの分解を含め、カメラの全空間解像度は、５mmから12minで変動し得る。最近のガンマカメラは、有意なデットタイムロスを生じずに、１秒あたり25,000カウントの速度（cps）で光子を検出することができる。より高いカウント速度では、真実と検出された事象との間で偏差が観察される。これは検出器アッセンブリーと処理電子部品の両方の設計に固有の限界によるものである。
以下に、組織試料中の放射性核種分布の造影ならびにヒトおよび動物のインビボの定量的造影に関する態様を示す。この手法は、情報を検出し、そして処理するために、最高106のカウント速度で調査する物体の放射および透過実験の両方を行うために、高度に感受性の静止（または走査）検出器を使用する、本質的に小型の「ガンマ（gamma）カメラ」である電荷結合素子を採用する。
現存するガンマカメラは、空間解像度に限界があり、高カウント速度条件で行う能力に限界があり、そしてｘ線撮影画像の標準を満たすために許容できる程度の精密さを有するｘ-線透過（ｘ線撮影）画像を記録することができない。したがって生理学的および解剖学的画像を正確に相関させるために、同じ検出器を用いて高品質の放射性核種（生理学的）画像およびｘ線撮影（解剖学的）画像を記録することは未だに難しい。大変高度な精密さが必要な場合は、ガンマカメラは一般的に、最も好ましい条件下でも５mmより良い解像度を生じることはできない。したがって、身体の小さい部分の造影またはマウスのような小動物の造影は、ガンマカメラを使用して妥当な精密さで行うことはできない。これはまた、放射性物質を含む組織を造影する場合にもあてはまる。
以下の手法では、高度に詳細な放射性核種画像を撮像し、そしてそれらを同じ検出器を用いてｘ-線撮影画像と組み合わせる選択が可能である。この方法は、CCDを使用することによりガンマ線、ｘ-線または核粒子の造影分光法（imaging spectroscopy）を可能とする新規撮像スキームを採用する。過去にCCDはシンチレーター無しで、大変透過能の低いｘ-線造影分光法のために、最高約６−９keVのエネルギーレベルで使用された。しかしこのエネルギーより高いと、CCDはｘ-線またはガンマ-線に対してほとんど透明である。一般的に、ガンマ-線から光への転換が、相互作用するガンマ-線またはｘ-線によりもたらされる有用な情報を破壊すると考えられているため、造影分光法のためにシンチレーターはCCDと組み合わせて使用されなかった。したがってＣＣＤを用いて約10keV〜2,000keVのエネルギー範囲のガンマ-線またはｘ-線の造影分光法は、調査されなかった。また放射性核種およびｘ-撮影のために、それぞれ、操作モードを、カウントするエネルギー感知検出器から積分する検出器に交代することも、造影分光法のために有用な手法を与える。しかし、カウント手法は、特定のｘ-線透過性測定に使用してそれらのエネルギーを測定するためにも使用できることに注目されたい。
光がCCDの感受性表面と相互反応するとき、相互反応が起った場所の画素中に保存されて残る電荷を生じる。これまでの態様のように、電荷の規模は検出された光の強度に直接的に比例する。各画素は、その２次元的座標により、そして強度値により表される。CCDの感受性シリコン面中に電子を生じるために必要なエネルギーは、約3.65KeVである。
この値は、もしシステムが１度に１つの光子を検出するか、またはもし画素あたり検出される光子の数が既知であるかのいずかであれば、検出された光子のエネルギーの測定を可能とする。これは検出した事象のエネルギーを同時に測定しながら、放射性核種の分布の造影を提供する。この方法は、「造影分光法（Imaging Spectroscopy）」と呼ばれ、そしてガンマ線、ベータ−線およびｘ-線をＣＣＤ法を組み合わせて使用する技法を提供する。
透過能の低いｘ-線造影の上限エネルギーは５−10keVの間である。10keVで、ＣＣＤの量子効率は約５％であり、そしてより高いエネルギーでは急速に減少する。CCDとの相互作用する事象の総数の小フラクションは、センサーへの高い部分的エネルギー転移を、エネルギーおよびシグナルに比例する損失を伴い生じるだろう。したがって、ＣＣＤが高エネルギー光子または粒子の主要検出器として使用される時、造影分光法を行うことはほとんど役に立たない。以下の手法は位置放射断層撮影法（position emission tomography）および核粒子造影法（nuclear particle imaging）を含む多くの応用に適するＣＣＤを使用して、高解像度の造影分光法を提供する。
このデバイスの概略を図１０に示す。このデバイスの重要な構成部品は、低い読み取りノイズ、高い電荷転移効率および暗電流レベルを有するＣＣＤ９８である。10電子／画素（RMS）未満の読み取りノイズのＣＣＤは、この目的に適する。暗電流は、小型の熱電気冷却器により−40℃で0.6電子／秒未満に下げることができる。
この方法の１態様では、薄いシンチレーター１０４がｘ-線の第１検出器として使用される。１つのこのようなシンチレーターは、ガドリニウムオキシスルフィドまたはタリウム活性化ヨー化セシウムまたは任意の一般的に利用できる燐光体の層であることができる。シンチレーター１０４は、光ファイバーフェイスプレート１０６に結合し、そしてこのフェイスプレートは画像インテンシファイア９６に結合する。このインテンシファイアは第２フェイスプレート１０６に結合し、このフェイスプレートは束１０２に結合する。この種の光学的結合は十分に確立されている。この態様をさらに説明するために、シンチレーター１０４の感受性領域、フェイスプレート１０６、画像インテンシファイア９６、光ファイバーカプラー１０２およびＣＣＤ９８は、同一の寸法を有する。コリメータ９４は鉛囲い１００に取り付けられ、そして透過実験中に使用することができ、そしてその形状に依存して、放射実験中に使用することもできることに注目されたい。コリメータ９４は、選択的に放射実験中には取り出すこともできることに注目されたい。
ｘ-線１４中のｘ-線光子がシンチレーター１０４と相互作用するとき、ｘ-線のエネルギーに比例する強さを持つ光を生成する。この光は光ファイバーフェイスプレート１０６を通って運ばれ、そしてＣＣＤ９８と相互作用する。各ＣＣＤ画素中の光学光子の相互作用により、多数の電子が光学光子に直接比例して、および病変９０に集められた同位体により生成される検出されたｘ-線１４またはガンマ線９２に直接比例して生成する。一般的に使用される同位体は、TC 99mまたはI-125を含む。以下を、検出器からの予想されるエネルギー解像度の１次近似として例示する。
60keVのｘ-線はシンチレーターと相互作用し、3000の光学光子を生じる。これら光子の約半分がＣＣＤの方向に発光する。スクリーンから発光した光子のランバートの分布を仮定すると、光ファイバープレートを通る透過は約４０％である。したがって、600の光学光子がCCDに到達するだろう。このCCDの量子効率は約40％であるので、わずか240の光子が1つの画素中で検出されるだろう。
エネルギー解像度は、このガンマ-線エネルギーで従来のNaI-結晶分光器を用いて達成されるおよそ２倍の10％のオーダーであることを示すことができる。
図１１は別の態様を表し、ここでシャッター１１０を具備する「画素ホール」コリメータ１１２を、病変９０または任意に選択した器官の放射実験を行うために使用する。病変または器官からの放射はシンチレーター１０４、ハウジング１００内の光ファイバーレデュサー１１６を通ってインテンシファイア１１８とつながり、そして次にディレクティッドオフ（directed off）ミラー１２４、レンズ系１２０、そして冷却されたCCD１２０上に影響を及ぼす。
この手法で、約１ミリメータ以下のオーダーの空間的解像度を有する放射性核種シンチグラフィー、および0.2ミリメータのオーダーの解像度を持つ透過画像を生じる。検出器の空間的解像度および感度は、放射および透過モードの両方について、画素の蓄積を介して選択可能である。検出器を操作して、パルス−高分析または積分を選択できるだろう。ｘ-線透過造影については、積分操作が好ましい。ｘ-線透過造影中に、ピンホールコリメータを取り出すことに注目されたい。厚い組織の放射造影には、マルチホール型またはピンホールコリメータのいずれかのコリメータが必要である。大変薄い検体は、それらをシンチレーターの極めて近く配置することにより、コリメータ無しで造影することができる。
このカメラは、大変高いカウント速度を検出する能力がある。通常のガンマカメラでは、各ｘ-線光子の相互作用が全シンチレーターおよび電子部品を、検出後１−８マイクロ秒の時間占有する。本方法では、多検出器ゆえに、より高いカウント速度を多検出器の故に取り扱うことができ、そしてより高いカウント速度は、短い崩壊時間のシンチレーターを使用することなく取り扱うことができる。最高106カウント／秒のカウント速度は、パルス−高分析モードで操作する時、１つの画素中に２ガンマ線の事象を検出する大変低い確率（１％未満）で得られる。
画像インテンシファイアを使用せずに、シンチレーターを直接光ファイバー束上に結合できることに注目されたい。また、光ファイバーインテンシファイアを使用せずに、シンチレーターを直接CCD上に結合することもできる。フレームトランスファーCCDは好ましい方法であるが、完全なフレームCCDを使用できる。
以下の「シャッター」法は、（ａ）フレームトランスファーCCD；（ｂ）同期画像二極管またはマイクロチャンネルインテンシファイア；あるいは（ｃ）大変薄いウインドおよび光ファイバーウインドを有する液体結晶シャッターを使用できる。液体結晶シャッターは、光ファイバー束とシンチレーターとの間に配置される。
このシステムは小動物造影法、骨格造影法、骨折治癒の監視、甲状腺シンチグラフィー、体内のベータ放射体の制動放射造影法（放射線滑膜切除術）、術中造影プローブ、RI血管造影法、小部分造影法および小児核造影法に応用を有する。
図１２は、本発明の種々の態様に従い定量的造影を行うために使用できる数種の方法の概略を説明する。
放射線を放射するための静止源および検出器１３０、または調査すべき物体を走査するための走査源および検出器アッセンブリー１３２のいずれかを使用できることに注目されたい。
静止および走査態様の両方が、検出した情報をメモリー１４０に移すCCD検出器を利用する。この情報は、種々の目的を達成するために蓄積されるか（binned）または処理される１４２。この処理には供給源または回収部品における非−均一性を補正するか、または１ガンマ線相互作用からの光が多数の隣の画素に広がった場合に、事象を確認するためのソフトウェアモジュールの応用を含むことができる。高い強度を持つ画素のクラスターは、第１事象として確認でき、そして低い強度のクラスターは散乱放射として確認され、そしてフィルターにより排除される。
強度ヒストグラムのような定量化情報（すなわち、パルス高スペクトル）を作成することができ１４６、そして物体の表示は望ましくない画素を除いて作成される１４４。
各組のデータを静止および走査態様の両方で作成し、操作条件をモディファイして１３８、異なるエネルギーレベルで画像を作成し、放射または透過実験を行うか、または三次元画像または二次元画像を異なる角度で作成するために、供給源および検出器アッセンブリーを調査中の物体に対して回転することができる。
放射および透過実験は、単独または重ねて表示することができる。システムの蓄積能により、放射および透過画像の両方の間でこれまでには不可能であった１対１の対応が存在する。この高解像度画像は、放射および透過画像の間を識別するために色をつけることができる。
別の好適態様を図１３で説明し、ここでは完全フレームまたはフレームトランスファー冷却化CCD１５０が、示すようにCCD感受性面上に、もしくは画像インテンシファイア１５４に透明シンチレーター１５２を結合して具備している。シンチレーター１５２は、ｘ-線またはガンマ-線で刺激されると、好ましくはＵＶ青から赤領域のスペクトルのいずれからも発光する。好適なシンチレーターは、CsＩ（TI）またはカドミウムタングステートのような緑で発光するか、またはヒタチ社（Hitachi Corporation）から販売されているセラミックシンチレーターに基づくガドリニウムである。このシンチレーターは、ヨー化ナトリウムまたはCsＩ（TI）の密度の約２倍であり、そして高い効率を有する。光ファイバープレート（直線または径違い）を、CCDとシンチレーターとの間に組み込むことができる。あるいは静電的画像インテンシファイア１５４または画像二極管インテンシファイアを、シンチレータート光ファイバープレートの間に組み込むことができる。シンチレーター１５２は、光学的に透明なプレートであるか、または0.006mm−１mm以上の直径範囲のファイバーを持つ光ファイバーアレイを含んで成る。プレートの厚さは、0.5mm−５mmのオーダーであることができる。
別の好適な態様は、上記の種類のＣＣＤを使用するが、静電的縮小化画像インテンシファイアと組み合わせて使用する。ＣＣＤの光学的連結は、画像インテンシファイアの出力末端の高速レンズにより、または出力スクリーンとＣＣＤとの間の光ファイバープレートにより行われる。
望ましい画像を得る方法には、約１秒間で、または典型的には２×２画素よりも粗い望ましい蓄積配置でＣＣＤを用いた撮像の開始を含む。より短い撮像時間が、高カウント速度には必要であり、そしてより長い撮像時間には低いカウント速度が許容される。特定の応用に関する最適な撮像時間は、幾つかの試験フレームを得ることにより実験的に定め、そして個々の画素内で同時に起こる事象を調査する。大変短い撮像時間（１ミリ秒未満）は、高速機械シャッター、電気光学的シャッターを使用することにより、または画像インテンシファイアをゲートで制御することにより容易に達成できる。これによりたとえ高カウント速度でも、分光法の能力での撮像が可能となる。各撮像「フレーム」は、数百から数千カウントを記録するだろう。撮像後、後に処理するために各フレームをコンピーターメモリーに保存する。応用の種類に依存して、完全な撮像のためのフレーム総数は、例えば１０から数百まで変動できる。
コンピーターに保存された所定のフレーム中の各ガンマ-線の事象は、ｘおよびｙ座標により、およびＣＣＤのこの領域中に生成した電子の数である強度値（ｚ）により表される。このｚ値は、ガンマ線（またはｘ-線）のエネルギーに直接比例する。各相互作用から生成する電子数は、１画素または「超画素（superpixel）」を形成する蓄積された画素群に限るべきである。有意な割合の相互作用において、１つのガンマ-線相互作用から生成する電子は、２または３つの画素または超画素の間で分割することができる。これらの分割事象は、画像マトリックス中にクラスターを形成し、これはコンピーターソフトウェアにより容易に確認でき、そしてｘおよびｙ座標に割り当てられる。
１つの態様では、図１４の工程流れ図に示すように、パルス高分析はこれらの隣にある画素の値を使用し、これらを合わせてこのガンマ−線事象に関するｚ値を生成する。低いｚ値は散乱し、エネルギーの一部が失われたガンマ−線を表す。これらの事象は、それらが偽陽性の情報をもたらすので、一般的に画像に含むことは望ましくない。したがって、各事象の拒絶の程度は、ｚ値に基づきソフトウェアにより定めることができ、そしてガンマ−線の数対ｖ値（エネルギー）のスペクトルを記録できる。このフィルター処理は、各フレームについて繰り返し、そしてすべてのフレームを一緒に加えて最終画像を形成することができる。操作者は場合によっては各々の元のフレームに戻り、異なるｚ値しきい値を使用し、そして異なるフィルターパラメーターを使用して最終画像を再構成することができる。各画素または超画素の感受性における変動を地図に表し、そして画素毎の補正をカウンター中に含むことができる。同時または連続的に測定した異なる放射源を識別する能力には、選択したエネルギーしきい値または範囲としてフィルターパラメータを定めることを含む。
この放射性核種造影法では、最適な散乱拒絶（scatter rejection）を定めるために散乱拒絶の程度を画像撮像後に変動させることができる。これはガンマカメラまたはレクチリニアスキャナーを使用する従来の放射性核種造影法ではできない。ガンマカメラまたはレクチリニアスキャナーは一般的に、高品質ｘ-線撮影法に使用する高強度ｘ-線を検出し、そして処理することはできない。
もし画像インテンシファイアを使用しないならば、シンチレータはＣＣＤと直接接することができる。あるいは光ファイバーレデュサーをＣＣＤとシンチレータとの間に使用できる。典型的な減少率は、１：１から６：１で変動するが、本態様はこれらの範囲に限定されない。したがって、20×20mmCCD、および６：１光ファイバーレデュサーに関しては、覆う領域は約120mmである。ゲートで制御する画像インテンシファイアまたはシャターを用いると、ＣＣＤは読み取り処理中にシグナルを受け取らない。直接接する配置では、フレームトランスファーＣＣＤを図１０に示すように使用することが好ましい。
ｘ-線透過測定を使用する応用では、１つのフレームが照射した身体の組織から放射するｘ-線を記録するために撮像される。ＣＣＤは積分モードで操作し、そして各画素または超画素は、エネルギー識別（discrimination）なしに、この領域中の全ｘ-線数に比例する電荷を蓄積する。生成したｘ-線画像は、電子的に放射性核種画像と合わされて、生理学的および解剖学的情報の両方を正確に表示する。
管内で調査する薄い検体の場合には、紫外線から近または中赤外線の範囲の波長を持つ光源を、積分モードで透過画像に使用することができる。この方法では、シンチレータ前で遮蔽された光が取り出され、そして検出器は周囲の光からそれを遮蔽するために囲い中に置かれる。
本発明はこのように、ガンマ-線造影モードで分光的能力を持つ同じ面積の検出器を使用して、放射性核種放射造影およびｘ-線透過造影（ｘ-線撮影法）を組み合わせることができる。このカメラは、操作して、ガンマ−線造影用にパルス-高分析をカウントし、そしてｘ-線の実質的に透過造影用には積分またはカウントモードの両方で利用することができる。これにより、正確な解剖学的および生理学的造影のために、２つの画像を正しく重ねることが可能となる。また、操作者は放射性核種画像が得られた後でもエネルギーしきい値を変えることができる。このように、従来の方法に見いだされるものよりも高度に固有の空間的およびエネルギー解像度が提供される。
図１５は、本発明による二エネルギー骨デンシトメトリーシステムの１好適態様の概略を説明する。ｘ-線管12はｘ-線１４を放出し、これはｘ-線透明患者台２５４を通って、そして患者中（示さず）に進む。患者を通るｘ-線１５は、ｘ-線透明ミラー２０２を通って方向付けられて、第１シンチレータースクリーン２０４を打つ。シンチレーター２０４は低−エネルギーｘ-線と反応し、そして低−エネルギーｘ-線パターンに対応する光パターンを生じる。シンチレーター２０４により生成された光は、ミラー２０２に戻ッて広がり、これば光をレンズ２０６に反射する。レンズ２０６はシンチレーター２０４からの画像を、マイクロチャンネルプレート２１０を有する画像インテンシファイア２０８に連結する。あるいは画像インテンシファイア２０８は、マイクロチャンネルプレート２１０が無い近位型のインテンシファィアであることができる。画像インテンシファイア２０８からの光は、検出器２１２（これはＣＣＤアレイ、ＣＩＤアレイまたは非晶質シリコンまたはCMOSセンサーであることができる）が受けて検出する。検出器２１２は低−エネルギーｘ-線に対応する画像を感知し、そして画素データ状態で画像を電気的に表示する。
高エネルギーｘ-線は、シンチレーター２０４を通って選択的なｘ-線フィルター２１４に進む。このフィルター２１４は好ましくは、シンチレーター２０４を通って進む任意の残りの低エネルギーｘ-線を遮断する銅フィルターである。選択できる光遮断フィルター２１６は、シンチレーター２０４とｘ-線フィルター２１４との間に含まれて、シンチレーター２０４から放出される任意の迷光照射が第２検出器２２０に届くことを遮断する。
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-線と反応性で、高エネルギーｘ-線のパターンに対応する光像を生成する第２シンチレーター２１８をたたく。この光像は、第２検出器２２０（これもまたＣＣＤもしくはＣＩＤアレイまたは非晶質シリコンであることができる）により受け取られる。第２検出器２２０は光像を感知し、そして高エネルギーｘ-線のパターンの電気的表示を生成する。選択的なｘ-線吸収光ファイバープレート２２２を、シンチレーター２１８と検出器２２０の間に含み、任意の残存するｘ-線を吸収し、そしてそれらが検出器２２０を妨害することを防止する。
図１５のシステム２００は、走査モードまたは静止モードのいずれかで使用できる。走査モードでは、ｘ-線管源１２ならびに検出器系は、調査する領域に沿って連続的に、または段階的運動で移動する。システムがこの領域を走査している間、短い暴露撮像時間を有する一連の画像が得られる。静止モードでは、調査する領域全体の暴露が１回行われる。時間遅延積分（ＴＤＩ）が使用され、ここでＣＣＤは選択したｘ-線暴露間隔中に、各画素について全電荷を保存する。ｘ-線暴露の終わりに、各画素中の別個の表示がＣＣＤコントローラーにより読み取られる。いったんデータがこのように得られると、二光子分光吸収法の比較処理法を使用して、ｘ-線により暴露された体内領域内の骨のような石灰化物質の定量的密度測定を決定することができる。
図１５のシステム２００では、画像インテンシファイア２０８は省略されている。その配置では、低−エネルギーｘ-線に関する画像データを確実に正確に集めるために、検出器２１２を冷却してシグナル−対−ノイズの比率を上げることができる。
図１６は、本発明の二エネルギー骨デンシトメトリー測定システム３００の別の態様の概略図である。ｘ-線管１２は、ｘ-線透明患者台２５４を通って、患者にｘ-線１４を出力する。ｘ-線１５は、患者を通るように向けられ、低エネルギーｘ-線と反応性で、患者の低エネルギーｘ-線パターンの光像を生成する第１シンチレーター３０２をたたく。光像はコーヒレント光ファイバー導管３０４によりＣＣＤ検出器に運ばれ、これは光像を検出し、そして低エネルギーｘ-線パターンの電気的表示を生成する。光ファイバー導管３０４は、好ましくはプラスチック製の光ファイバーから作られ、低エネルギー画像の収集を容易にする。しかし、「ｘ」と表示された距離が十分小さく選択されれば、ガラスファイバーを変わりに使用することもできる。３１０と表示された空間は、ファイバーを作成した材料と同じ材料のフィルム材料が充填されている。
高エネルギーＸ線はシンチレーター３０２、光ファイバー導管３０４、フィルム材３１０を通過し、第２のＸ線燐光体シンチレーター３１２に衝突（strike）する。第２シンチレーター３１２は高エネルギーＸ線に対して反応性があるため、高エネルギーＸ線パターンに対応する光学画像（optical image）を生成する。シンチレーター３１２によって生成された光学画像は、高エネルギーＸ線パターンの電子画像表現（electronic representation）を生成する第２のＣＣＤアレイ３１４によって検出される。第２シンチレーター３１２の前面に銅又はアルミニウムの光学フィルター３１６を挿入して、残存する低エネルギーＸ線を吸収することもできる。また、Ｘ線を吸収する光ファイバープレート３０８をシンチレーター３１２とＣＣＤ３１４の間に挿入してＸ線がＣＣＤ３１４に衝突するのを防ぐことができる。
図１７は本発明の他の実施例である二重エネルギー（dual energy）骨密度測定装置４００の概略図である。図１７の装置４００は、図１６のコーヒーレント光ファイバー導管３０４の代わりに、図１７の装置４００では別の導管４０４を用いている以外は、図１６の装置３００と同じである。図１７の導管４０４では、ファイバーは中程度乃至小曲率半径でほぼ直角に屈曲している。図１６の実施例同様、ファイバーはプラスチック又はガラス製である。ファイバーの屈曲が異なっていて集められた放射線（collected radiation）が第１の光路から第２の光路に再度方向づけられるため、図１６に示すバルク材３１０の必要がなくなる。
図１８は本発明の他の実施例である二重エネルギー（dual energy）骨密度測定装置５００の概略図である。この実施例では、シンチレータープレート５０５、５０７を用いてＸ線エネルギーを光学エネルギーに変換する。ここでも、Ｘ線管１２によって患者の診療台（patient table）と患者を通るようにＸ線が方向づけられている。患者から出るＸ線１５はまず、散乱Ｘ線が検出器に到達するのを防ぐ抗散乱グリッド（anti-scatter grid）５０２に衝突する。Ｘ線は次いで、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生成する第１の非晶シリコン画像センサー５０４に衝突する。低エネルギーセンサー５０４を高エネルギーセンサー５０８より薄くしてシステムの濾過要件を少なくすることもできる。またシンチレーター５０５をシンチレーター５０７より薄くしてシステムの集光効率（collection efficiency）を高くすることもできる。高エネルギーＸ線は第１センサー５０４を通過し、次いで低エネルギーＸ線を濾過する銅、タングステン、ガドリニウム（gadollinium）またはアルミニウムのＸ線フィルター５０６を通過する。ガラス基板も低エネルギーフィルターとして作用しうる。高エネルギーＸ線は次いで、高エネルギーＸ線パターンのデータを生成する第２非晶シリコン画像センサー５０８に衝突する。低エネルギーＸ線パターンのデータと高エネルギーＸ線パターンデータは、検出器コントローラー５１０によって非晶シリコン画像センサー５０４および非晶シリコン画像センサー５０８からそれぞれ読取られる。
図１９は図１８の二重エネルギー骨密度測定装置５００に使用できる他の検出構造５５０の概略図である。構造５５０の下層は検出構造５５０に散乱Ｘ線が到達するのを防ぐために用いられる抗散乱グリッド５５２になっている。次の層は低エネルギーＸ線パターンの光学画像を生成する低エネルギーＸ線シンチレーター５５４である。非晶シリコン画像センサー５５６がシンチレーター５５４からの光学画像を検出して低エネルギーＸ線パターンのためのデータを生成する。非晶シリコン画像センサー５５６の上に基板層５５８が形成されている。基板層５５８は厚みが薄くなった中央領域５６０を含む。必要に応じて、薄型基板５５８は第２シンチレーター層５６２への透過を増大させる（provides for increased transmission）。第２シンチレーター５６２は高エネルギーＸ線に反応して高エネルギーＸ線パターンの光学画像を生成する。光学画像は第２の非晶シリコン画像センサー５６４によって検出される。構造５５０は好ましくはガラス製の保護基板５６６で覆う。ガラスの上に鉛の薄膜層を形成して構造５５０を越えてＸ線が伝搬するのを防いでもよい。好ましいシンチレーターはＣｓ（＋１）、ＣdＷＯ4、ヨウ化セシウム（Cesium iodie）（タリウムまたはナトリウムでドープ処理（thallium or sodium doped））、硫酸化ガドリニウム（gadollinium oxysulfide）を含む。
非晶シリコンアレイセンサーと付帯の制御、処理システムは、本出願において別途記載される蓄積その他の処理能力を利用できる。さらに、かかるセンサーを複数個、組み合わせて単一又は二重アレイを形成することもできる。アレイは特定の応用例に応じて直線、長方形、あるいは正方形にできる。これらシステムは図２０Ａに示すＣ型アームによって（放射）源５８６と検出器アセンブリー５８２を厳密に位置決め整列させるＣ型アームアセンブリーとともに用いることができる。Ｃ型アーム５８０は、（放射）源と検出器を診療台５８４上の５８８で示す位置において患者の回りを回転させて、臀部、大腿を含め人間の全身骨格構造を多方向から観察するのに用いることもできる。本システムを用いて、側脊椎Ｘ線撮影（lateral spine imaging）と定量分析を行える。検出器アセンブリー５８２は真っすぐな、角度をつけた、あるいは曲げた光ファイバーカプラーおよびシンチレーターに関連して本書に記載するＣＣＤセンサーを具備する。検出器アセンブリー５８２は、軸５９０と患者の脊椎に平行な軸５９２に沿って走査させるか、あるいは段階的に操作（stepped）して、定量および定性分析用の画像シークエンスを得ることができる。
検出器システム５８２の好ましい実施例を図２０Ｂに示す。このシステム５９９においては、検出器５９６は遮蔽ハウジング５９５内部に固定されており、ピクセル化検出器（pixelated detector）の長方形または正方形アレイを含む。この実施例ではカドミウム亜鉛タルライド（ＣｄＺｎＴｅ）検出器の３ｘ３アレイである。カドミウムテルライド化合物をベースにする検出器はシンチレーターの必要なしに、直接Ｘ線を検出する。この種の検出器はカリフォルニア州サンディエゴのＤＧ  Ｒａｄ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ社、ペンシルベニア州サクソンバーグのｅＶ  Ｐｒｏｄｕｃｔｓ社、マサチューセッツ州ベドフォードのＡｍｐｔｅｋ社から入手可能である。この種の検出器は患者を通って伝達されたＸ線を受取り、入射Ｘ線のエネルギーに応じて電子／正孔対（electron/hole pairs）を生成する。検出器５９６は、走査中に集光するために、あるいはスナップショットの間に位置決めするために、５９３、５９４のいずれの方向にも移動させることができる。
図２０Ｃに示すのは他の実施例５７０で、Ｘ線源５７８でＸ線が発生して、患者を透過して（transmission through the patient）、オプションの集束（focused）または非集束（non-focused）の抗散乱グリッド５７６に送られる。Ｘ線はフォトカソードを有する近接結像光増幅器（proximity focused image intensifier）５７５のギャップを通って加速される光を発する燐光体５７１によって受取られる。第２の燐光体５７３が増幅された画像を受取ってその光を、光ファイバーシステムのレンズによってアレイ５７２の上に画像を縮小（reduces）させる光学装置５７４に結合（couples）する。
検出器アセンブリー５８２は、図２１Ａ，２１Ｂ，２１Ｃに示す例を含め、本書で別途記載するさまざまな構成を含み得る。図２１Ａでは、真っすぐな光ファイバーカプラー６０２がシンチレーター６０４とＣＣＤ（またはＣＬＤ、非晶シリコン、またはＣＭＯＳ）センサーアレイ６００を光学的に結合させる。非晶セレニウムあるいは、硫化亜鉛カドミウム（zinc cadmium sulfide）などの他の光検出器を用いることができる。これらはシンチレーターを必要としない。これら光伝導体は薄膜トランジスタピクセル化リードアウト（thin film transistor pixelated readout）を用いる。これらの例ではオプションの冷却器（複数も可）６０６を使ってもよい。図２１Ｂの光ファイバーリデューサー（fiber optic reducer）６０８はシンチレーター６１０とセンサーアレイ６００を結合させる。シンチレーター６０４、６１０に代えて近接型Ｘ線光増幅器（proximity type X-ray image intensifier）とシンチレーターを用いることができる。図２１Ｃでは二重センサーシステムはセンサー６００、６１２、光ファイバーカプラー６０２、シンチレーター６１８、６２０、ミラー６１６、およびレンズ６１４を具備する。このシステムは図１５で記述したものと同じように機能する。
図２２Ａ、２２Ｂは、好ましいＸ線撮影法（method of imaging）を示すもので、直線で囲まれた光路６２２に沿って連続走査または段階的撮像シークエンス（stepped imaging sequence）によって得た個々の画像６２０が少しずつ重なり合って全体の撮像フィールド（imaging field）が構成される。二重エネルギーの組織または骨密度測定は、各サブフィールド６２０において二種類のエネルギーでのデータを収集することで達成できる。Ｘ線源を、前述のように切り替えまたは濾過して、不連続エネルギーピーク（discrete energy peak）を生成することができる。
図２３は、Ｘ線源５８６が扇形ビーム６４０を発生する扇形ビームシステムを示すもので、扇形ビーム６４０は検出器システム７００によって検出される。システム７００は、複数のセンサー６３０のそれぞれについてシンチレーター、光ファイバープレートまたはリデュサーを具備し、センサー６３０は扇形ビーム６４０を集光するために直線アレイとして整列されている。検出器システム７００には鉛のスリットコリメーター７０２が使用でき、ＣＣＤ、ＣＩＤまたはいくつかの非晶シリコンセンサーを、例えば図２１Ａ乃至２１Ｃに示すような配置（configuration）で使用できる。
図２４は他の好ましい実施例６５０を示すもので、患者６５４は台６５２の上に位置する。Ｘ線管６５６は走査スリットコリメーター（scanning slit collimator）６５８、患者６５４、第２の走査スリットコリメーター６６４を通るように扇形ビーム６６０を方向づける。放射線６６０は次いでミラー６２を通ってシンチレーター６７６に衝突する。このシンチレーターは、６７４として示すようにミラー６６２によってセンサー６７２の方向に反射される光を発する。オプションの鉛ガラス製素子６６６をミラー６６２とセンサー６７２の間のいずれかの位置に配置してもよい。必要であれば、レンズ６６８と冷却器６７０を用いてもよい。鉛フォイル６７８を使って囲い（enclosure）７１０にライニングを施し、散乱Ｘ線とセンサー６７２との相互作用を減らすことができる。このシステムではまた、ミラーの前のＸ線光路に近接型光増幅器を使ってもよい。
図２５Ａは検出システム８００の概略図であり、このシステムは上述の各種システムとともに使用して二重エネルギー骨密度測定、ならびに組織や病変部のＸ線撮影（tissue and lesion imaging）を行うことができる。システム８００に開口８０４を有する囲み８０２を設けて、この開口部を介してＸ線ビーム８０６などの放射線をシステム８００に入射させることもできる。一実施例では、Ｘ線ビーム８０６はＸ線透過性ミラー（X-ray transparent mirror）８０８を通って第１のシンチレート板（scintillating plate）８０９に衝突する。第１シンチレーター８０９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学画像を生成する。光学画像はミラー８０８に再度投射され、ミラー８０８によってレンズ８１２に反射される。レンズ８１２は光をＣＣＤアレイ検知器８１４の第１の表面に集束させる。検知器８１４に近接型光増幅器を設けて、画像検出能力を増大させるてもよい。環状冷却器（図示せず）をＣＣＤ検知器８１４の周囲に配備してＣＣＤを冷却することで、ＳＮ比を改善することもできる。
高エネルギーＸ線は最上層のシンチレーター８０９を通って下層の第２シンチレーター８１０に衝突し、シンチレーター８１０は高エネルギーＸ線に反応して高エネルギーＸ線パターンに対応する光学画像を生成する。光学画像は第２のミラー８１６によって第３のミラー８１８に向けて反射され、ミラー８１８は光が第２の結像レンズ８２０（focusing lens）を通るように方向づける。レンズ８２０は光をＣＣＤ検知器８１４の裏面に集束させる。裏面には近接型光増幅器を設けてもよい。さらに、環状冷却器がある場合は、これでＣＣＤ検知器８１４の前面、裏面を冷却する。
このようにして、図２５Ａのシステム８００は単一の薄型ＣＣＤ検知器８１４の両側で感知することでその感受性が増大する。統合（fused）されて単一の画像になる２つの画像間の空間的相関性は、別個の検出表面を有する先述の実施例に比べて大幅に改善されるが、これは画像検出表面の相対位置がより厳密に制御できるためである。高エネルギー、低エネルギーともに両側で検出できる。
図２５Ａの検出システム８００に複数の両面（two-sided）ＣＣＤ検出器を設けて、combined electronicsと冷却に加えて広角視野（wide field-of-view）をシステムにもたらすことができる。図２５Ａに第２検出器８３４と付設のレンズ８３０、８３２を示す。検出器やレンズの数は必要に応じて増加できることは理解される。
上述のシステム８００の二重エネルギー構造により、先に述べたように骨密度測定が容易になる。しかし、システム８００は上述のように、患者の病変部組織の検出やＸ線撮影に利用することもできる。そうした実施例の場合は、Ｘ線ビーム８０６の代わりに、可視あるいは赤外線領域などの他の放射線を用いる。シンチレーター８０９、８１０ならびにミラー８０８、８１６、８１８を用いて、２種類の異なる波長で検出器８１４、８３４の両面に組織画像などを形成することができる。
主として胸部Ｘ線撮影や乳房Ｘ線撮影などデジタルＸ線撮影法に用いる平板検出器（flat panel detectors）が開発されつつある。これら部分検出器（area detectors）はガラス基板に溶着（deposited）させた非晶シリコンでできている。プレート上の非晶シリコンやその他の材料の厚みはせいぜい数ミクロンであり、ガラス基板の厚みは約２ミリが最も一般的である。Ｘ線撮影用に非晶セレニウムの部分検出器を用いることもできる。ピクセル化検出器（pixelated detectors）では、完全なピクセル解像（full pixel resolution）として、あるいは空間解像度（spatial resolution）は低いがＳＮ比が高くなるピクセルビニングモード（pixel binning mode）で画像を得ることができる。ピクセル蓄積収集（pixel binning acquisition）は対称形（２ｘ２ピクセル）でも非対称形（１ｘ２ピクセル）でもよい。
ガラス基板上の非晶シリコン部分検出器ではシンチレーターを用いる。シンチレーターとしては、フィルムを用いたＸ線撮影法で一般に用いられるガドリニウム硫酸化物系燐光体（gadolinium oxysulfide based phosphor）が代表的である。タリウム活性化ヨウ化セシウム（thallium-activated Cesium iodide）も用いられてきている。ヨウ化セシウムは針状構造として成長させることができ、この構造によってシンチレーション光の横方向拡散が減少する。しかし、ヨウ化セシウムを用いてもシンチレーションの拡散が生じ、Ｘ線撮影法を実際に用いる現場ではほとんどの場合空間解像度やコントラストが失われるのは避けられない。この問題をさらに複雑にしている事実として、指数関数的な減衰によってＸ線の多くがシンチレーター入り口近辺で相互作用を生じ、その結果誘導シンチレーション光（induced scintillation light）が部分検出器の光感知素子（light sensing element）によって検出されるには、４００ミクロンもの長い距離をシンチレーション光は移動しなければならないということがある。このことは放射線撮影法では周知であり、デジタル方式、フィルムによるＸ線撮影法のいずれにおいても問題になっている。
本発明の好ましい実施例では、非晶シリコンあるいは非晶セレニウムなどの、部分（area）または直線検出器アレイを、空間解像度を最大にする照射形状（irradiation geometry）に配置して用いている。図２５Ｂに示すシステム８４０はＸ線８４２を、最小限の吸収または射影（shadowing）で検出器８４６の基板８９４をまず通過させる。これはバッキングパッケージ（backing package）や、ほぼＸ線を透過する基板を持たない（do not present）検出器では非常に問題となり得る。しかし検出器によってはＸ線を透過するように変更できるものがあり、これにより逆方向照射形状（reverse illumination geometry）で利用できるようになる。非晶シリコンプレートは約２ミリ厚のガラス基板の上に作成するのが最も一般的である。シリコンセンサーそのもの、およびこれに付帯するプレート上の構造物は非常に薄いため、有意なＸ線吸収を示さない。しかし、ガラス厚が２ミリあればかなりの量のＸ線を吸収することができるため、特定のＸ線撮影法の用途に合わせて具体的な設計をしなければならない。たとえば５０キロエレクトロンボルトのＸ線エネルギーでは、ガラス基板は入射Ｘ線の約８０％以上を透過しうる。実際の透過量はガラスの種類や実際の厚みに依存する。たとえばガラス基板を１ミリ厚の薄いものとして設計すれば、入射Ｘ線の約９０％を透過しうる。基板の厚みをさらに０．５ミリまで薄くすれば、Ｘ線透過量は９５％を上回る可能性がある。
したがって、薄型基板（thinned substrate）を用いることで、非晶シリコンセンサーを、空間解像度がよくなる背面照射形状（back illumination geometry）に適応させることができる。入射フォトンエネルギーが５０キロエレクトロンボルトより高い場合は、一般に用いられている基板厚を用いることができる。遠隔療法あるいはある種の産業用Ｘ線撮影法など、高エネルギーＸ線撮影には特にこのことがあてはまる。理想をいえば、入射Ｘ線と、有用な信号を与えるシンチレーター８４８をほぼ１００％相互作用させるには、非常に薄い基板であることが望ましい。本発明の重要な態様は、非晶シリコンのシンチレーター検出器に逆方向照射形状（reverse illumination geometry）を用いる点である。さらなる態様では、検出効率をさらに最適化するためにより薄型の基板を用いる。理論上の吸収が基板にいくらか生じるが、多くのＸ線撮影現場ではこれでまず十分な透過性である。
乳房Ｘ線撮影用のエネルギースペクトル内にあるＸ線はエネルギーが低くく、透過力も弱いために、乳房Ｘ線撮影への応用はかなりな難題ではあるが、その場合でも、必要であれば、ガラス基板の厚みを数ミクロンまで小さくできる。プレートの機械的な安定性は、ベリリウムあるいは炭素繊維コンポジット、ポリエチレンと他の合成光複合材料など、原子番号と密度の低い材料の層を設けることで得られる。基板はシリコン検知器の溶着後に機械的な手段、化学エッチング、またはレーザーアブレーション（laser ablation）手法、あるいはリアクティブイオンエッチングなどで薄くすることができる。化学エッチングはガラスを除去するのに非常に有効な方法であり、ガラス繊維を数ミリの深さにエッチングすることがルーチンとして行われるマイクロチャネルプレートの作成に広く使われている。同様に、エキシマーレーザーアブレーションが、上層材料をマイクロメートル精度で除去するのに用いられる。
Ｘ線撮影法の応用例によっては、シンチレーターそのものを基板にできる。例えば、シンチレーティングガラスを光感知器アレイの基板として使用し、Ｘ線をまず光感知器に通してからシンチレーターに送ることができる。この逆方向照射（reverse illumination）法は、光感知素子の近くでＸ線誘導シンチレーションの生成（production of X-ray induced scintillations）につながり、その結果、光拡散と空間解像の損失が最小限になる。さらにこの方法の場合、光感知器に近接しており、またシンチレーターの自己吸収（self absorption of light by the scintillator）が低いため、シンチレーターにおける吸収Ｘ線あたりの信号が従来の前面照射技術（front-illumination technique）の場合よりも強いものが得られると期待されている。
本方法は非晶質シリコン領域（amorphous silicon area）すなわち直線状光センサ（linear photosensor）に容易に適用され得るとは言え、それはシンチレーターとともに使用されるＣＣＤのような他の画像センサにもまた適用され得るが、しかしそれらは、シンチレーターを使用するセレン検出器にもまた適用可能な有意の量の直接Ｘ線相互作用を耐え得る。逆照明法は、増大された空間的解像度および吸収Ｘ線あたりのより大きな信号を見込むのみならず、しかしそれはシンチレーターへのＸ線のバックスキャターを低下させ得る。
図２５Ｃは類似の逆照明アプローチを示すが、しかし、ａ−シリコンの支持体は空間的に可干渉性の光ファイバープレート８５０を包含する。この光ファイバープレートはＸ線吸収を最小限にするのに十分薄い。１ミリメートルもしくはより小さい厚さが望ましい。当該光ファイバープレートは、慣習的な低Ｘ線吸収ガラスもしくは光ファイバーシンチレーションガラス（fiberoptic scintillating glass）から作成され得る。本方法において、Ｘ線は患者を通過し、そして一画分（fraction）が第一シンチレーター８５２中で吸収される。放射光は、光ファイバーを通って、それが検出される非晶質シリコンもしくは非晶質セレンの光検知要素に指向される一方、Ｘ線の大部分は光ファイバープレートおよびシリコン光センサを透過して、光検出器プレートの他側のシンチレーター８４８と相互作用する。シンチレーター８４８からの放射光は光検出器要素により検出される。
図２５Ｄは逆照明法を利用する別の態様を示すが、しかし、単一検出器の代わりに検出器のサンドイッチが使用される。本態様において、患者を透過されたＸ線は、最小の吸収を受ける第一検出器８５４の薄い支持体を通過する。
その後、有意の多数のＸ線が第一シンチレーター層８５６と相互作用し、ここでそれらは有用な信号を生じ、これが第一検出器アレイにより検出される。第一シンチレーターにより検出されないＸ線は、Ｘ線に対し本質的に透過性である光学単離層８５８を通過し、そして第二シンチレーター８６０と相互作用し、ここでそれらは第二光検出器アレイ８６２により検出される有用な信号を生じる。この検出アプローチは、各側で各検出器アレイにより共有される単一厚シンチレーターより高い空間的解像度を達成し得る。さらに、第一検出器アレイは主としてより低エネルギーのＸ線を検出する一方、第二は主としてより高エネルギーのＸ線を検出するため、二重（dual）エネルギー分離が達成され得る。個々の生じる画像は増大された信号のため組み合わされてよいか、もしくは二者のエネルギーについて分析されてよい。
図２５Ｅは同一検出器の積重ねを示すが、しかし、双方の光検出器８６８、８７４は逆照明の配置（geometry）にある。本配置において、患者を通過するＸ線は、最小限の吸収を伴い第一光検出器支持体８６６および光検出器薄膜を通過し、そしてそれらは第一シンチレーター８７０により検出され、そこでそれらは有用な信号を生じる。Ｘ線の残存画分は、最小限の吸収を伴い第二検出器の支持体８７２および光検出器アレイ８７４を通過し、そしてそれらは第二シンチレーター８７６により検出され、そこでそれらは有用な信号を生じる。検出器の他側では、鉛もしくは他の重元素シールド８７８が、安全の目的上およびバックスキャターの抑制のため使用される。検出器エレクトロニクス（detector electronics）８８０が鉛シールドの背部に置かれ得る。本検出配置は、より高い解像度、Ｘ線画像形成および二重エネルギーの定量的画像形成の能力に好都合である。
図２５Ｆはサンドイッチ検出器のアプローチを示すが、しかし各検出器８８２、８８４は、それぞれのシンチレーター８８６、８８８を伴う千鳥形（staggered）の感光性要素アレイを有する。密に空間を開けられた（densely spaced）光検出器を伴う検出器アレイは高価であり、かつ大領域の適用範囲を生じるのが困難である。従って、多数の積重ねかつ千鳥形の検出器アレイが填隙するのに使用され得る。この図解は本配置を一次元でのみ示すが、しかし二次元のアプローチもまた使用され得る。本図解において、２個の同一の光検出器アレイが１画素だけ移動される。４個程度の検出器アレイが本構成（configuration）において積重ねられ得、また、薄い支持体の使用は視差効果を抑制するために非常に重要である。各検出器アレイは、前に記述されたように、逆もしくは前照明に位置を決められてよい。
図２５Ｇは前図に類似であるが、しかし、本態様においては単一シンチレーター８９４が２個の光検出器アレイ８９０、８９２の間で共有される。
本明細書に記述される方法およびシステムの、軟組織の損傷の検出および画像化への特定の応用は、ＣＣＤ、もしくは上述された非晶質シリコン型検出器のような類似の型のシリコンを基礎とした検出器を使用するディジタルマンモグラフィを包含する。これらのシステムは、軟組織内の石灰化物質を包含する組織中の損傷を検出するのに使用され、これら損傷は患者のより慎重な診断的処置および／もしくは治療の必要性を示し得る。ＣＣＤが本明細書に記述されるような走査の間に継続的に記録する時間遅延積分（time delay integration）を使用するスロットスキャンアプローチ（slot-scanning approach）がディジタルマンモグラフィに使用され得る。しかしながら、継続的記録のアプローチは、とりわけこうした態様とともに使用され得る光ファイバープレートの剪断ゆがみによる人工産物を伴うある問題をもたらす。継続的記録モードを使用するスロットスキャンアプローチが使用され得る際の画像の質はゆがみ効果により理想より低い。
乳房を走査するための他の方法は、画像領域を４個の四分円もしくはより多数の区分にさえ分割することを包含する。常に、乳房の複数の曝露を利用することが必要であり、増大された曝露レベルおよび収集時間を包含する関連する問題が、そのシステムが使用され得る応用の多様性を制限し得る。従って、段階的様式で画像を獲得することを必要とする場合は、２を越えない、もしくはせいぜい３個の獲得段階が存在することが望ましい。より多数の獲得段階を使用する場合、乳房は長すぎる間圧しつけられたままでなくてはならず、従って患者に対し極度の不快を引き起こす。さらに、Ｘ線管電力（X-ray tube power）の要求が有意に増大する。連続的な複数の画像形成を必要とするディジタルマンモグラフィの応用に好ましい方法は、従って、２個の画像獲得過程に制限される。この処置は、約0.2〜5.0秒、および好ましくは0.5〜１秒の範囲で、線源から組織を通り静的検出器システムまでＸ線を検出することを伴い、検出器システムは、その後、第一の画像が読出される間に第二の位置に移動され得、その後、第二の曝露が得られかつ読出される。２〜５百万画素程度が、曝露間隔より短い時間間隔で読出され得る。
二次元アレイアプローチに伴う問題はその複雑さおよび費用である。例えばアレイを形成する４×３個のＣＣＤのタイル（tiling）がディジタルマンモグラフィに使用され得るとは言え、多くの普遍的応用に高価すぎることがありそうである。これはＣＣＤそれら自身の費用から生じ、また、ＣＣＤの３もしくは４個の側への継目なし結合の作成に関連する問題を伴う。
図２６〜３２に言及すれば、検出器モジュール９００は第一直線状アレイ９０２中の３から５個までのＣＣＤから成り得、また、別の組のＣＣＤは第二直線状アレイ９０４中におよそ６cm離れて位置を決められ得る。本態様は各アレイ中で４個のＣＣＤ要素を利用する。各要素はシンチレーター９０６およびテーパー光ファイバープレート９０８を包含し得る。ＣＣＤが非晶質シリコンセンサにより置き換えられる態様においては、単一ストリップシリコンセンサが、これらの態様における各直線状アレイの代わりに使用され得る。
第一の組のＣＣＤは患者の胸壁に可能な限り接近して置かれ得る。Ｘ線ビームは、二重スロットを使用することにより視準されて２個の扇形ビームを提供し、各扇形ビームは直線状アレイに指向され、かように各ＣＣＤ群に正確に対応する２領域のみが照射される。１個のＸ線の曝露および獲得の後、Ｘ線視準器が、また次位置に移動される双方のＣＣＤバンクと同時性に移動される。別の曝露が利用され、そして信号が読取られる。約１〜３mmの少量の野の重なり合いが望ましいことができる。微小段階（micro-stepping）移動ステージの使用で、連続野が重なり合いを伴いもしくは伴わずに数ミクロン内に整列され得る。画像がその後結合され得、そして、身体の領域とその領域の結合された画像との間で５〜10ミクロンの差異未満で本質的に継ぎ目なしとなることができる。
検知表面は平面上にある必要はない。図２７に示されるように、ＣＣＤ９１０は湾曲するすなわち非平面の表面上に配置され得る。これは極めて重要な一態様である。なぜなら、それは、費用を劇的に低下させかつより良好な画像の質に寄与する真っ直ぐな（テーパーでない）光ファイバープレート９１２の使用を提供するからである。ＣＣＤは冷却もしくは非冷却され得、かつ、画素貯蔵（binned）もしくは非貯蔵モードで操作され得ることに注意してほしい。付加的には、散乱線除去グリッドが乳房と検出器との間で使用され得る。アレイ中の各要素９１０は、一般に、アレイの視野全体にわたるゆがみを減少させるためにＸ線源から等距離である。この弧状に動かされる直線状アレイが、本明細書の別の場所に記述されるような多くの異なる応用に使用され得る。
本アプローチは、現在の製造元が２個の側で突合せ可能であるＣＣＤを容易に作成し得るため、好ましい。３もしくは４個の側で突合せ可能なＣＣＤを作成することは困難かつ高価なままである。具体的に説明される態様においては、より多くを有する大領域カセットと異なり、ＣＣＤ間に６個の結合のみが必要とされる。本応用に典型的なＣＣＤは６×６cmの面積を有し得るが、しかし経済的理由からより多数の３×３cmの要素のようなＣＣＤを使用し得る。例えば、３×３cmの装置を使用する場合、各ＣＣＤ直線状アレイ９０２、９０４は、全体で16個のＣＣＤのため８個のＣＣＤを組み込む。これはまた、標準的な大型フィルムカセットに匹敵するより大領域の適用範囲を提供するのにも使用され得る。図２８は、各線９１８中に10個の３×３cmの装置を伴う24×30cmの平面領域にわたる４個の直線分離アレイ（line separated array）９１６を具体的に説明する。図２９において、図２８の線９１８の１個の部分的断面図が好ましい態様を具体的に説明し、ここで、各ＣＣＤ９１４は、各線中の１個もしくは２個の隣接するＣＣＤに対して突合せられ、各線はシンチレーター９１５および光ファイバープレート９１７に連結される。２段階の獲得は、典型的に約1.5cmのスロット幅、および有効であるがしかし極めて高価であり得るより大きな領域の画像形成アプローチを使用する、狭いスロットスキャンアプローチに関して好ましい。
図３０に具体的に説明されるように、Ｘ線源９２２および２個もしくは複数のスロット視準器９２４が、Ｘ線９２８を生じさせかつ移動するＣＣＤモジュールと整列させるのに使用され得る。作動器すなわち電動化システム９２０が、正確に（rigidly）整列されたＣＣＤアレイの間の距離を変えることなく双方のＣＣＤアレイ９０２、９０４を移動させるのに使用される。このシステム９２０は、使用者が移動の方向９２６に沿ってアレイの位置を制御し得るように、以前に記述されたような制御器すなわちパーソナルコンピュータに連結され得、その方向は、本態様においては、胸壁に向かってもしくはこれから離れてである。
図３１Ａおよび３１Ｂに示されるように、アレイ９０２、９０４は、２個の平行領域９３０、９３２を画像化するよう位置を決められる。検出器９０２、９０４が、その後、第一位置から第二位置へ移動されて、２個のさらなる平行領域９３４、９３６を画像化しかつ分析して圧しつけられた乳房９２５の完全な画像を提供する。２個の直線状アレイの間の相対的間隔はまた、重なり合いを増加もしくは減少させるようにも制御され得る。しかしながら、好ましい態様は、相互に関する正確な位置に２個の間隔を空けられたアレイを保持する。この特定の態様は検出器を患者の胸壁に向かってもしくはこれから離れて動かす。
走査の方向９４２が胸壁に沿う図２８のアレイ９１６の一態様９４０が図３２に示される。視準器９４４もまた、アレイと同じ軸に沿って動かされて、Ｘ線９２８をＣＣＤ９４８にそして空間９４６にでなく指向する。
手のような末梢の解剖学的構造の走査のためのディジタルＸ線画像形成システムが図３３Ａ〜３３Ｂおよび３４Ａ〜３４Ｂと共に具体的に説明される。好ましい一態様１０００が図３３Ａおよび３３Ｂに示され、ここでＸ線源１００２は手が置かれるプラットホーム１００７の直下に位置を決められる。線源１００２はＣアーム１００６に取付られ得、かつ、検出器１００８と正確に整列される。線源１００２、検出器１００８およびＣアーム１００６は、図３３Ｂの上図に示される支持体１０１６上に据付られ得る。この検出器は、手の親密な近位もしくは数センチメートル離れて置かれて拡大画像を提供し得る。支持体１０１６は、レール１０１４により支持される軸１０１２に沿って前後に動き得る。線源１００２もまた支持体１０１６の上を軸１０１０に沿って動かされ得る。この構造は、モーターおよび制御システムを使用して各方向に駆動されて、図３３Ａに図解的に示されるような直線走査（rectilinear scan）１００４を提供する。このシステムは、手もしくは他の末梢位置の形態計測的測定を行うのに使用され得る。
別の好ましい態様１０５０が図３４Ａに図解的に具体的に説明される。本態様において、線源１０５２は画像化されるべき領域の上でＣアームに取付られる。検出器１０５５は図３４Ｂに示されるように軸１０１０および１０１２に沿って走査するため下に位置を決められる。この特定の例において、検出器システム１０５５は、シンチレーター１０５８、光ファイバープレート１０５６およびＣＣＤ１０５４を包含する。直線走査アプローチにおいては、画像化検出器１００８、１０５５は、ＣＣＤ、または、電荷注入装置（charge injection device）（ＣＩＤ）、相補金属酸化物半導体（ＣＭＯＳ）検出器、亜鉛−カドミウム−テルル化物検出器、画素化（pixellated）非晶質シリコン検出器、位置感受性光電子増倍管もしくは非晶質セレン検出器であり得ることに注意せよ。前に記述された（図１８および１９）積重ね検出器のアプローチもまた本態様において使用され得る。
指もしくは遠位橈骨のような手の他の骨もまた、光ファイバーテーパーもしくは以前に記述されたようなレンズを使用する単一速写により画像化され得る。二重エネルギーは、濾過を伴う２個のエネルギーでの２個の連続的曝露によってもまた成し遂げられ得る。別の望ましいシステムは、真っ直ぐの光ファイバープレートのテーパー、もしくは例えば１−１と３−１との間の非常に小さい縮小を使用するテーパーのいずれかを使用すること、そして、直線様式で操作することにより画像を構成することである。読出しは、時間遅延積分（ＴＤＩ）またはフレーム移動もしくは全フレーム速写（full frame snapshot）により実施され得る。全３種の読出モードはＣＣＤ画像法で公知である。フレーム移動および速写のモードにおいて、本質的に継ぎ目なしの画像が、隣接フレームを結合することにより構成される。時間遅延積分法もまた、多様な走査線からの継ぎ目なし画像を提供し得る。静的画像形成システムの縮小は３−１と７−１との間であり得る。
二重エネルギーのアプローチは組織密度の定量的測定に極めて有効であることが示されており、また、この技術の最も広まった応用は骨密度測定においてである。二重エネルギー走査への現在のアプローチは、切替可能な管電位（tube potential）（ｋＶｐ）および濾過、もしくは、あるいは、分割検出器（Split detector）のアプローチを使用する。前者のアプローチは装置の複雑さ、大きさおよび費用を大きくする。分割検出器のアプローチは、現在のところ、比較的大型の検出器要素を伴う直線状検出器アレイを使用するシステムで実行される。分割検出器法においては、２個の隣接する検出器が体内の単一体積要素（single volume element）に割り当てられる。２個の検出器の一方がＸ線吸収フィルターにより封鎖される一方、他方の検出器はその前に付加された濾過を有しない。
現存するシステムにおいては、分割検出器システムの空間的解像度は比較的低い空間的解像度に制限される。典型的な最小の検出器の大きさは、従来技術のシステムについて約１mmである。検出器がより高い空間的解像度のためより小さく作成される場合（例えば0.5mm）、この大きさレベルでのフィルターの設計及び製造は、フィルター素材の切断および二次成形の慣習的機械的技術の制限により困難となる。例えば、250ミクロン（対あたり500ミクロン）の画素を伴う分割検出器を作成する必要がある場合、250ミクロン×250ミクロンの寸法をもつフィルターが全ての他の画素の上に置かれなければならない。従って、現在の実務はミリメートルの尺度の濾過のみに制限される。高および低Ｘ線エネルギーを同時に検出することが可能な二次元画像形成装置は、二重エネルギー骨密度測定、マンモグラフィおよび血管造影画像法を包含する多くの応用を有する。
好ましい一態様はＣＣＤのようなＸ線検出器の前に適切に置かれ得る顕微鏡的型押フィルム（microscopic patterned film）を使用する。このフィルムは、例えば、Ｘ線の変化する減衰を生じる素材の市松模様様の型を包含し得る。例えば、当該フィルム素材は、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−タンタル−金、白金、アルミニウムおよびカドミウムならびにこれらの素材の多様な既知の合金および化合物、鉛、鉛ガラス、アクリル酸鉛（lead acrylic）、鉛プラスチック）もしくは他のＸ線減衰箔であり得る。典型的な型は例えば数ミクロン程度に小さい要素から成り得る。こうした型はミクロ機械加工技術を使用することにより製造され得る。こうした技術は、エキシマーレーザーアブレーション、電鋳もしくは蒸着技術、化学的もしくは光化学的エッチング、または反応性イオンエッチング技術を包含する。型は、フィルター要素、次いで打抜要素もしくは隣接する要素間の厚さの変動から成り得る。Ｘ線フィルターとして使用され得る多くの素材の高吸収の特徴のため、フィルムの厚さは例えば20〜2000ミクロンの間であり得る。
Ｘ線フィルターはＸ線源とＣＣＤもしくは他の検出器との間に適切な距離に置かれ得、また、各領域要素は検出器の画素に対応するよう整列され得る。この構成において、封鎖された画素により検出される信号は主として高エネルギーを表す。なぜなら、Ｘ線スペクトルの低エネルギー成分の大部分はフィルターにより吸収されているからである。封鎖されない検出器画素はスペクトル全体からの信号（高および低エネルギー）を表す。この情報から、組織の濃度特性が慣習的方法により計算され得る。
一態様において、Ｘ線吸収フィルムは光ファイバープレートの前に置かれる。検出器は、図３５Ａに示されるような慣習的画像増強装置１１００、または、ＣＣＤ、ＣＭＯＳ検出器、非晶質シリコン領域検出器、フォトダイオードアレイ検出器、非晶質セレン検出器もしくは亜鉛−カドミウム−硫化物検出器のような図３５Ｂに示されるようなフラットパネル検出器１１０４であり得ることに注意せよ。双方のエネルギーレベルを含有するＸ線源１１０２、１１０６は、研究されている患者の領域を通ってそしてフィルム１１０８、１１１０に指向される。これはまた、直線状に走査する長方形アレイでも使用され得、ここで、複数の画素が走査軸に沿った方向に、また、ずっと多数の画素が直交する方向に伸長する。
あるいは、シンチレーター、またはセレンもしくは亜鉛−カドミウム−テルル化物の場合は光伝導性素材それ自身が、上の技術を使用することにより市松模様の型に二次成形され得る。これは、その表面全体にわたって変化する厚さをもつシンチレーターを提供する。従って、このシンチレーターは、高と低Ｘ線エネルギーとの間の区別に使用され得る。非晶質セレンもしくは亜鉛−カドミウム−硫化物のような非シンチレーターを基礎とする検出器の場合、検出器は所望の結果を生じる類似の様式で製造され得る。双方の検出器の型において、フィルターの型は正方形である必要はなく；それは長方形、円形、もしくはいずれかの他の所望の形状のものであり得る。型の検出器画素との整列は多数の方法で成し遂げられ得る。一方法は、光源もしくはＸ線源と検出器との間にフィルムの位置を定めることである。ズーム画像化モードでＣＣＤを動かすこと（running）が、フィルムを適正な整列に位置を定めそしてそれを接着化合物のような機械的方法により固定するのに使用され得る。マイクロメーターステージがこれらの整列処置に使用され得る。上の技術は二次元検出器のみならず、しかしまた直線状検出器にも使用され得る。
半導体工業で既知の技術を使用して本発明に従った画素フィルターアレイを二次加工するための過程の順序が図３５Ｃ（ａ）〜３５Ｃ（ｄ）に具体的に説明される。図３５Ｃ（ａ）はパネル１１５５上に二次成形された画素要素１１５２を有するＣＣＤもしくは他のアレイ検出器１１５０を具体的に説明する。マスクすなわち型押しされた電気防食層（sacrificial layer）１１５４がその後蒸着され、そして選択された画素１１５８を覆いかつ選択された画素１１５６を露出させるように型押しされる（図３５Ｃ（ｂ））。図３５Ｃ（ｃ）にみられるように、フィルター素材１１６０が構造全体にわたって二次成形される。フィルムは蒸発された金属性フィルムであり得る。薄膜フィルター素材がその後型押しされ、そして過剰の素材が除去されてマスク１１５４を露出させる。最終的に、マスク１１５４が除去されて、図３５Ｃ（ｄ）に示されるように、最終的型押し装置に薄膜フィルターアレイ１１６２を提供する。これらの画素１１６２はまた、検出器に関して据付られるＸ線透過もしくは伝達パネル上にも形成され得る。
二重エネルギー画像獲得の代替法は、２個の本質的に異なる波長で放射する一対の積重ね燐光体を使用することである。本態様において、例えば１個は緑色かつ１個は赤色の２個の燐光体が、レンズ、ＣＣＤもしくは本明細書に記述される他の領域検出器と共に使用される。単一のＣＣＤもしくは他のセンサ、および燐光体積重ねと画像センサとの間の微小構造の光学的フィルターが、二重エネルギー能力を提供する。
あるシンチレーター（燐光体）は、Ｘ線もしくはγ線が物質と相互作用した後にＸ線エネルギーを貯蔵し得る。燐光体がＸ線に暴露された後、レーザービームがプレート上を走査され、そしてこの過程の間に、レーザー光エネルギーが燐光体を刺激して、貯蔵されているＸ線エネルギーの本質的部分を放出させる。この光刺激過程の結果として、燐光体は、例えば典型的には380〜420nmの間の電磁スペクトルのＵＶ−青色領域に典型的である光を放射する。１個の好ましい態様は、冨士写真フィルム工業株式会社（Fuji Photo Film Co．，Ltd.）もしくはイーストマン  コダック  カンパニー（Eastman Kodak Company）から入手可能なバリウムフルオロハライド燐光体を使用する。この光は典型的には単一チャンネルの光電子増倍管により検出される。位置的情報が、何らかの光学的もしくは電気機械的システムによりレーザービームの位置を追跡することにより符号化される。この過程において、画像はレーザービームの直線の走査する動きを使用して構築され、また、画像形成は各点を基礎として（point-by-point basis）なされる。
別の好ましい実施態様の場合、狭−開口レーザーと対照的に閃光−発光広−開口光源を用いて燐光体を刺激する。この閃光−発光光源により生まれる光パルスは光刺激可能な燐光体の反対面上の画像形成領域全体を同時に、ｘ−線パターン全体の２次元画像の一瞬の伝達を刺激するのに十分な強度で照射する。従って先行技術の点毎の走査法と対照的に、画像を即座に形成し、画素化されたＣＣＤを用いて記録してスナップショットを与えることができる。
一般的放射線写真のための刺激可能な燐光体の類似の利用の場合、燐光体プレートに蓄積されたｘ−線からのエネルギーを、点毎にプレートを刺激するラスタ様式で走査レーザービームにより刺激する。しかし走査ビーム法の利用はプレート全体を読むために比較的長時間を要し、この仕事を行うための複雑で経費のかかる移動鏡及び光学素子を必要とする。これらの素子のいずれの振動又は心狂いも放射線写真の画質を損ない得る。さらに走査の速い速度のために、蓄積された信号の一部しかレーザービームにより刺激されない。有意な量の有用な信号が燐光体プレート上に残り、それは回収されない。有用な信号のほとんどを捕獲するのに十分にゆっくりと燐光体プレートが走査されると、読み出し時間は実用的でない程遅く、おそらく数分の長さになり得る。別の場合、もっと高出力のレーザービームを用いる超−高速光学的走査システムを用いることができる；しかしこの方法は高価で嵩高く、ほとんどの臨床的画像形成用途のために実用的でない傾向がある。
さらにレーザー走査系を用いるものは、刺激された光の出力を、単に光の出力の強度を時間の関数として記録する光電子増倍管を用いて記録してきた。次いでレーザーの位置を時間と関連させ、画像を再構築する。しかしレーザー光のいくらかが燐光体内で散乱し、レーザーから遠い燐光体の領域が刺激されるために、この方法の場合は空間的解像度及びコントラストが犠牲にされる。光が発せられ、レシーバーを打つ位置を検知するための手段がなく、画素化されたＣＣＤがないことは画質の損失を生む。出願者により記載される単一の光パルス及び画素化されたＣＣＤの利用は、燐光体内における散乱から生まれる光の位置をもっと厳密に同定するその能力の結果として、それによるもっと精度の高い解像を可能にする。
光検知器上の露出入射における大きな変動の結果として、画像センサーの飽和が起こり得る。例えば歯科用画像形成の場合、ｘ−線ビームが歯の組織により減衰しない部分はＣＣＤ又は他の検知器において信号飽和を生む傾向がある。
しかし適応性多重励起及び面検知器（ａｒｅａ  ｄｅｔｅｃｔｏｒ）のサンプリングにより画素飽和を制御することができる。１回の励起及び検知を用いる燐光体の読み出しではなく、刺激可能な燐光体を複数の励起及び読み出しにより読み出す。ほとんどの場合、２〜５回の励起及び読み出しが十分である。それぞれの画像を加えて平均し、信号対ノイズ比及び全体的検知能を向上させることができる。上記の方法の変法の場合、予備サンプリング低強度励起パルスを適用することができる。低強度励起パルスは燐光体中に蓄積されているエネルギーの小さな割合のみを抽出するであろう。エネルギーのほとんどは最終的励起のために残るであろう。この予備サンプリングされた画像は高い放射線写真の質のものではないが、それは解剖の輪郭を描くための適した情報ならびに従って高い及び低いｘ−線減衰の領域を画像中に含有する。この画像情報を空間的光変調器に送ることができる。空間的光変調器を励起ビームの前に置いて光の空間的分布を空間的に変調することができる。従ってセンサーが非常に高い露出を受ける領域は、より大きな光の吸収が起こるであろう空間的光変調器の領域に対応する。適した空間的光変調器の例には商業的に入手可能な液晶ディスプレーが含まれる。
通常ｘ−線画像形成の仕事へのＣＣＤ及び他の面検知器の適用は通常の燐光体材料を用い、それはｘ−線がそれと相互作用した直後に光を発する。この方法はいくつかの用途の場合は非常に良く働くが、露出時間が比較的長いｘ−線画像形成の仕事の場合は最適でないことがあり得る。例えばマンモグラフィの場合、１〜６秒の長さの露出時間は非常に普通である。ｘ−線露出の間、ＣＣＤは燐光体から発せられる光を記録するために信号−収集モードになければならない。しかし燐光体から検知される光の結果としてＣＣＤにおいて発生する信号の他に、ＣＣＤはセンサー内の電子の熱的励起により発生する偽の信号である暗電流も蓄積する。この暗電流信号は最終的画像にとって不利である。マンモグラフィの場合、暗電流を抑制するためにＣＣＤの熱電冷却が用いられる。この目的のためにＣＣＤの冷却は非常に有効であるが、それは装置の経費及び大きさを有意に増しもする。
いくつかの用途の場合、マルチ−ピンドフェイズ（ｍｕｌｔｉ−ｐｉｎｎｅｄ  ｐｈａｓｅ）（ＭＰＰ）と呼ばれる周知の方法を用いることにより冷却を省くことができる。これは電子放出を妨げるために検知器に電圧をかけることを含む。ＭＰＰ法も有効であり得るが、それはＣＣＤの各画素における帯電容量を低下させることが多い。これはマンモグラフィ画像形成装置、特に定位的局在決定のために用いられる装置の設計において非常に重大に問題となってきた。ＣＣＤのウェル（画素）の容量は十分な動的範囲のためのみでなく、ｘ−線ビームが組織により十分に減衰しないセンサーの領域における電荷の飽和及び電荷のこぼれを避けるためにも非常に重要である。電荷の飽和を避けるために、ＣＣＤカメラ製造者は画素読みだし（クロッキング（ｃｌｏｃｋｉｎｇ））案を用いており、それはある程度有効であり得る。しかしこれも比較的高い暗電流を生じ、それは放射線写真画像にとって非常に不利である。
この問題への解答は、ＣＣＤ、ＣＩＤ又はＣＭＯＳ検知器などの面もしくは線状検知器及び光刺激可能な燐光体を用いることにより、暗電流が非常に減少した高解像度放射線写真画像を与える。これは暗電流を最小にするのみでなく、画素の電荷飽和を避けるようにそれを適合させることができる。この方法は放射性核種オートラジオグラフィにも用いられることができ、それは露出時間も比較的長いからである。この方法は以下の段階により記載されることができる。
第１にＣＣＤをノーマルモード（典型的に非−取得モード）にしておく。次に図３６Ａに示す通り、ｘ−線源１２０４及び光刺激可能な燐光体蓄積素子１２０６を用いて物体１２０２又は体の一部をｘ−線露出する。今や燐光体１２０６はその構造内にエネルギーを蓄積している。次いで図３６Ｂに示す通り、ｘ−線蓄積素子１２０６を光源１２１０及びＣＣＤ１２１２上の光ファイバープレート１２０８の間に置き、ちょうど使用者が露出する準備ができたようにＣＣＤエレクトロニクスを活性化する。光のパルスを燐光体上に、その全面積に及んで発射する。これは燐光体の表面全体に及んで照射する強い光源により行われることができる。ＣＣＤセンサーは光のパルスの前又は後の非常に小さい時間断片内に感知を開始する。発射及び光のパルス及びＣＣＤの取得の間の合理的に優れた同期化が望ましい。光のパルスの持続時間は、好ましくはｘ−線露出の持続時間よりずっと短い。従って時間−依存性である暗電流は、ＣＣＤにおいてはずっと少ない。刺激光を排除して蛍光のみを検知するために光フィルターが用いられる。次いで光のパルスの最後にＣＣＤを読み出す。
蓄積シンチレーターは燐光体の全面積を照射する光源によるかあるいはレーザーなどの走査光源により刺激されることができる。光源は電磁スペクトルの赤もしくは近赤外領域、典型的に５３０〜１５００ナノメーターの領域内の光線を発するのが望ましい。その分光発光を狭くするために適宜に光源を濾過することができる。この特定の用途の場合、約６２０ナノメーター未満の光の発光を抑制するか又は完全に排除するのが望ましい。
この方法の変法として、光源の発光を６５０〜８００ナノメートルという非常に狭い帯内に制限するために、光源をさらに濾過することができる。近赤外にもっと近い約１，０００ナノメートルに近付く極大を有する他の光源を用いることもできる。ほとんどの刺激可能な燐光体は刺激されると、４００ナノメートルに強い極大を有する３８０〜４２０ナノメートルの領域内の光を発する。この検知法の後にある論理的根拠は、刺激された蛍光のほとんどが光学系を通過し、刺激光をほとんど完全に遮蔽しながら位置−感受性光センサーにより検知されることを可能にすることである。これを達成するために、赤及びＵＶ−青光の間の非常に高い区別を可能にする種々の商業的に入手可能なバンド−パスフィルター（ｂａｎｄ−ｐａｓｓ  ｆｉｌｔｅｒ）がある。１つのそのようなフィルターはＳｃｈｏｔｔ  ＢＧ−３フィルターであり、それをこの目的に非常に有効に用いることができる。約４〜５ｍｍの厚さのフィルターを用いることにより、赤対ＵＶ−青通過の比率を１０-10の桁とすることができる。この型の波長区別は当該技術分野において周知であり、ラマン分光分析などの他の用途にも用いられてきた。この特定の用途の場合、１０-9より大きな区別が必要であり得、これはもっと厚いバンドパスフィルターを用いるか又はバンド−パス光学的コーティングを有する薄い支持体を用いることにより達成され得る。
レンズ連結の場合、刺激可能な燐光体とレンズの間の利用できる十分な距離のために、ＢＧ−３ガラスのような比較的厚いフィルター素子を非常に容易に適用することができる。このフィルターは刺激可能な燐光体と光検知器の間のある場所に置かれることができる。必要なら、典型的に蒸発法により適用される薄層バンド−パスフィルターを支持体上又はバンド−パスフィルターガラスの上に適用することができる。別の場合、レンズ自身又は燐光体をも、バンド−パスフィルターとして働くことができる多層光学的コーティングでコーティングすることができる。
赤光に対する選択的区別及びＵＶ−青光の通過はレンズ連結法において達成され得るが、この型の波長区別は光ファイバー連結法においてはもっと困難であり、それは光学素子が互いに接触しており、非常に厚いバンドパスフィルターを用いる自由が比較的小さいからである。しかし赤光の選択的濾過は、刺激可能な燐光体と光センサーの間のある場所に薄いコーティングを適用することにより達成されることができる。これらのコーティングは典型的に薄層蒸着法により作られ、非常に薄く、典型的に５０ミクロン未満に作られることができる。
濾過系の例は図４０Ａ及び４０Ｂと関連して示されており、そこでは読み出しの間は囲い１５６０が系を完全に囲っている。図４０Ａにはキセノンアークランプなどの広帯域光源、機械的又は電子光学的シャッター１５０４、電磁スペクトルの赤又は赤外において透過性であり、青、紫外及び緑領域において吸収性であるバンドパス光学的フィルター１５０６がある。入射光は光学的に透明な圧縮板１５１０を介して伝達された後、蓄積シンチレーター１５１２上に落ち、それが今度は異なる波長の光を第１の光ファイバープレート又は連結器１５１４、赤領域において吸収し、紫外及び青領域において透過する薄いバンドパス光学的フィルター１５１６上に発する。フィルターの出力は第２の光ファイバープレート１５１８及び面検知器１５２０に直接連結される。
図４０Ｂに示されているレーザー系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などのレーザーを含む。ビーム成形アパーチャーをシャッター１５０４（ピンホール）で用いることができ、拡散体又はミクロエキスパンダー１５０８の後に空間的光変調器及びエキスパンダー１５５６が続くことができ、それは平行化されたビームを与える。
読み出しのための別の方法は、照射源と読み出しの間の迅速調時（ｆａｓｔ  ｔｉｍｉｎｇ）を用いることである。燐光体を刺激するために非常に短い光のパルスを発射することができる。これは通常のレーザー及びキセノンランプを用いて１０〜２０ナノ秒の持続時間を有し得る。フェムト秒の範囲の光のパルスを用いることができる。例えば１０ナノ秒の光のパルスを系上に発射する。この充電（ｃｈａｒｇｅ）発射の直後にＣＣＤ全体を２もしくは３回読み出し、残留光を清浄化する。この読み出しは非常に短時間に、典型的にマイクロ秒という短時間で行われることができる。ＣＣＤの清浄化に続いてＣＣＤを感知モードに向け、典型的に約１０マイクロ秒の持続時間を有する刺激された蛍光を検知する。励起光及び蛍光の間の時間ゲーティング（ｔｉｍｅ  ｇａｔｉｎｇ）はＣＣＤの読み出しの別の手段を与える。時間ゲーティング及びバンドパスフィルターの使用の組み合わせも用いることができ、光の持続時間及び／又は強度を変調して枠の配列を生むことにより氾濫を避けることができる。
非晶質ケイ素センサー、ＣＩＤなどの他の類似の型の検知器を用いることにより増倍（ｉｎｔｅｎｓｉｆｉｅｄ）ＣＣＤを得ることができ、マイクロチャンネルプレート−型又は近−焦点イメージインテンシファイアを用いることにより得ることができる。インテンシファイアの使用は信号の増幅を可能にするのみでなく、ＣＣＤのゲーティングの簡便な手段を与えることもできる。この用途に適用でき得るＣＣＤの特定の群は電子−衝突ＣＣＤ類であり、それは現在Ｐｉｘｅｌ  Ｖｉｓｉｏｎ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｂｅａｖｅｒｔｏｎ，Ｏｒｅｇｏｎ）により製造されている。位置感受性光電子増倍管及び管−ベースカメラ（ｔｕｂｅ−ｂａｓｅｄ  ｃａｍｅｒａｓ）も検知器として用いることができる。
別の場合、ＵＶ−青領域（３８０〜４２０ｍｍ）の光を通過させる赤−吸収性ガラスを用いて光ファイバープレートを製造することができる。Ｓｃｈｏｔｔ  ＢＧ−３型ガラスは１つの例である。この方法は光ファイバープレートに関する比較的低い開口数を生ずるが、まだ光センサー上への合理的に強い信号のために十分な青−ＵＶ光通過を与える。
赤及びＵＶ−青の間の非常に高い区別を与える薄層光学的コーティングを用いることができる。多層コーティングによる選択的区別及び緑も用いることができる。従って緑発光性の刺激可能な燐光体もこの型の用途に望ましい。別の場合、波長−移動フィルターを用いて燐光体のＵＶ−青光を緑光に変換することができ、この変換段階を越えて多層光学的コーティングが赤及びＵＶ−青を区別する。
この方法は少なくとも２つの重要な目的を達成する：（１）それはレーザー走査を用いる代わりにスナップショットにおいて光刺激可能なプレート全体を読む；そして（２）遅いレーザー走査法を用いるより多くの利用できる光が読み出される。又、該方法はｘ−線取得段階をＣＣＤ読み出し段階と分離する。従ってＣＣＤにおける暗電流は大部分、その読み出しにかかる時間の故であり、ｘ−線露出の長さの故ではない。
この方法をさらに修正し、特にＣＣＤの場合の重大な問題である画素の電荷飽和を防ぐことができる。飽和の程度はｘ−線露出の時間により予測され得；例えば密度が高いか又は厚い胸の画像形成の場合は長いｘ−線露出が必要である。これは胸の下の信号間の大きな不均衡を引き起こし、ｘ−線ビームが組織を通過しない領域においてＣＣＤ上の信号は非常に高い。この状態は電荷のこぼれを引き起こす。
さらなる目的は、画像形成センサーにおける電荷の飽和を抑制するための系を提供することである。これは、ｘ−線露出の時間を追跡し、それに従って光のパルスの持続時間を変調することにより達成される。例えば非常に長いｘ−線露出時間は、有意な電荷の飽和が予測されるべきであることを示唆している。この情報を得、光のパルスの持続時間を短くし、それによりＣＣＤ上のより低い全体的信号を生むことができる。いくつかの場合には光刺激可能な燐光体プレートの完全な放電未満で十分に強い信号を与え、飽和を避けることができる。しかしもっと強い信号が必要な場合、追加の光のパルスを発射し、プレート中に蓄積されているエネルギーの残りを放出させることができる。これは別のＣＣＤ又は他の画像形成検知器枠の取得を必要とし、該枠をコンピューターに加えることができる。
別の場合、光刺激可能な燐光体の即時シンチレーションを記録することにより露出の程度を追跡することができる。これらの燐光体の多くはｘ−線相互作用への応答として直後にも光を発する。この光をＣＣＤにより検知し、ｘ−線露出の程度を評価することができ、この情報を類似の方法で用いて露出時間の情報を与えることができる。上記の方法のすべてにおいて画素蓄積（ビンニング）（ｐｉｘｅｌ  ｂｉｎｎｉｎｇ）を用いることができる。必要なら即時シンチレーションを最終的信号への付加として用い、信号対ノイズ比を向上させることができる。光刺激可能な燐光体が強い即時シンチレーションを与えない場合、通常の燐光体の非常に薄いコーティングを光刺激可能な燐光体の片側に適用することができ、それは露出の間にシンチレーションを発するであろう。
好ましい実施態様１３００のもっと詳細な図が図３７に示されており、そこでは源１３０２が刺激光１３１０をｘ−線蓄積素子１３０４上に向け、そこにおいて蛍光を誘導する。蛍光はバンドパスフィルター１３０６及び光ファイバープレート１３０８を介して集められてから面検知器１３１２により検知され、面検知器はこの特定の例の場合ＣＣＤ素子のアレイである。
図３８Ａは別の好ましい実施態様１４００を示しており、そこでは１つもしくはそれ以上の光源１４０６が、源１４０２から伝達されたｘ−線の収集の後にｘ−線蓄積素子１４０４を照射する。源１４０６は素子１４０４の反対側に置かれ、ｘ−線収集を妨げず、しかも蓄積素子１４０４を移動させずに直接のデータ収集を与えるようになっている。示されている実施態様の場合、検知器アレイ１４１２と一緒にレンズ１４０８が用いられている。蓄積燐光体の輸送又は置き換えを必要としない他の実施態様が図３８Ｂに示されており、その場合は鏡１４２２が入射Ｘ−線を燐光体１４２０上に伝達する。次いでレーザー１４３０及びビームエキスパンダー１４３２が発光を刺激し、それは鏡１４２２により反射され、バンドパスフィルター１４１４、レンズ系１４０８を介して検知器アレイ１４１２上に達する。
ＣＣＤ又は他の光検知器、例えば非晶質ケイ素を用いる光刺激可能な燐光体の読み出しを利用する方法は、歯科用ｘ−線画像形成に特に適している。デジタル歯科用放射線写真のための１つの方法は口腔内プローブを有するＣＣＤを用いることであった。これらのプローブはＣＣＤ及びエレクトロニクスのために嵩高くなる傾向がある。ＣＣＤの冷却は実行不能であり、患者から患者にＣＣＤ画像形成プローブを清潔に保つことに伴う経費が追加される。
本発明の好ましい実施態様は患者の口の中に置かれる光刺激可能な燐光体を用いる。図３９Ａに示される通り、それを口腔内に挿入するのに適したものとする寸法、例えば４ｃｍ2〜２０ｃｍ2の寸法を有するｘ−線蓄積燐光体１５００を作ることができる。蓄積素子１５００は伝達されるｘ−線を吸収するスリップ１５０２を用いて挿入されることができ、それは画像形成されるべき歯に隣接する患者の口の中に挿入されるスリーブ又はカセット１５０４中に挿入される。ｘ−線画像が燐光体に蓄積された後、燐光体を口腔から取り出し、前記の通りに光に露出してデジタル画像を得る。これは現在行われていることを越える多くの利点を有する。例えばこれは口の中への挿入の後毎にＣＣＤプローブを清潔にする費用を避ける簡単な使い捨て製品を与える。燐光体を清浄化して再利用することもできるかあるいはそれを大量にリサイクルすることができる。カセットは可ぎょう性で口への挿入の時に曲がることができるかあるいは燐光体の変形を防ぐために燐光体を光ファイバープレートなどの堅い支持体に連結させることができる。
本刺激可能な燐光体は通常ポリエステル又は他の曲がり得る支持体上で利用できる。この燐光体をプラスチックの光の漏れないパッケージに入れ、通常の口腔内フィルムの使用と類似の方法で用いることができる。この方法を用い、燐光体は読み出し機器上の光ファイバープレートと接触して置かれる。波長−選択的フィルターは光ファイバープレートと画像センサーの間に置かれる。
図３９Ｂ及び３９Ｃは別の実施態様を示す。
図３９Ｂはカセット１７００を示しており、それは示されている通りに番号が付けられた以下の素子を含む：光刺激可能な燐光体層１７０２、波長−選択的フィルター１７０４、光ファイバープレート１７０６及び保護層１７０８。光刺激可能な燐光体１７０２は典型的に５０〜５００ミクロンの厚さを有し、厚さは刺激された蛍光の経路に平行に置かれる軸に沿って測定される。保護層１７０８は透明であり、蛍光が検知のために出ることを許す。光ファイバープレート１７０６は機械的支持体及び光学素子の両方として働き、それは通常当該技術分野において「壁外吸収材（ｅｘｔｒａ−ｍｕｒａｌ  ａｂｓｏｒｂｅｒ）」として既知のコントラスト増強光学的材料を含む。典型的に光ファイバープレート１７０６は１〜３ミリメートルの厚さを有する。これらの素子のそれぞれの小さい厚さは先行技術の口腔内ハードワイヤド（ｈａｒｄｗｉｒｅｄ）ＣＣＤを越える有意な利点を与え、先行技術のＣＣＤは嵩高く、多くの場合に口の中で、特に子供の口で快適に適合しない。
カセット１７００は気密封止されることができ、オートクレーブにかけるか又は他の手段により滅菌されることができる。使用の後毎にそれぞれのカセットを他の歯科用器具の場合に用いられる方法と類似の方法で滅菌することができる。カセット１７００は、光の遮蔽のため及び交差汚染（ｃｒｏｓｓ−ｃｏｎｔａｍｉｎａｔｉｏｎ）に対する保護を増すために小さいプラスチックの使い捨て閉鎖容器又は非常に薄い箱に密閉されることができる。
カセット１７００はさらに、図３９Ｂに示されているような使い捨てプラスチックの光の漏れないカバー内に封入されることができ、図３９Ｂは開放位置にあるカバー１７１０を示し、波長−選択的フィルター１７０４のない上記の素子を含んでいる。カバー１７１０はカセットを光から保護する。波長−選択的フィルター１７０４の省略は、レンズ−連結検知系と一緒用いられる場合あるいは刺激と蛍光の間の時間ゲーティングと一緒に用いられる場合に適している。レンズ連結法の場合、波長選択的フィルターは薄層フィルター又は数ミリメートルの厚さを有する厚いフィルターであることができる。波長選択的フィルターと時間ゲーティングの組み合わせも実行可能である。
各使用の後に燐光体を強い光源に供し、残留エネルギーを消去することができる。
ＣＣＤ類を含むある種の平パネル面画像形成検知器は４００〜７００ｎｍの波長領域において比較的高い収集効率を有する。この領域内で発光する光学的蓄積材料があり、それには５００〜７００ｎｍの領域内で発光するＬｉＴａＯ3：Ｔｂ3+（Ｊｏｕｒｎａｌ  ｏｆ  Ａｐｐｌｉｅｄ  Ｐｈｙｓｉｃｓ，７９（６）２８５３を参照されたい）、約４４０ｎｍで発光するＫＢｒ：Ｉｎ（Ｐｈｙｓ．Ｓｔａｔ．Ｓｏｌ（ｂ），１８０  Ｋ３１，１９９３を参照されたい）、最高７００ｎｍで発光することができるＹ2ＳｉＯ5：Ｃｅ，Ｔｂ，Ｚｒ（Ｍａｔ．Ｃｈｅｍ．＆  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ３８（１９９４）１９１を参照されたい）、約４５０ｎｍで発光するＢａ4ＳｉＯ4Ｂｒ6（Ｍａｔ．Ｃｈｅｍ  ＆  Ｐｈｙｓｉｃｓ  ２１（１９８９）２６１−７０）、５００〜７００ｎｍの領域内で発光するＬａ  Ｏ  Ｂｒ：Ｔｂ（記載事項が引用することにより本明細書の内容となる米国特許第４，２３６，０７８を参照されたい）ならびに約６４０ｎｍで発光するＣａＳ：Ｓｍ，Ｅｕが含まれ、上記で引用した出版物は引用することにより本明細書の内容となる。これらの光学的蓄積材料を、ｘ−線を吸収して可視領域、特に４５０ｎｍより上の領域で発光する光刺激可能又は光学的刺激可能な素子として用いることができる。
本発明の別の実施態様が図４０Ｃに示されている。閃光照射系１５７０は光源１５７２、刺激光１５７３、反射性光学素子１５７４、光学的フィルター１５７６、ビーム成形レンズ系１５７８、光−拡散素子１５８０、第１の光ファイバープレート１５８２、光刺激可能な燐光体層１５８６、刺激された蛍光１５８８、第２の光ファイバープレート１５９０、波長−選択的フィルター１５９２及び電子的面検知器１５９４を含む。反射性光学素子１５７４は光源１５７２から発せられた光を光学的フィルター１５７６に向ける。光学的フィルター１５７６は赤、緑又は赤外波長スペクトルの光の通過を許す。光学的フィルターはモノクロメーター又は比較的狭い分光発光を生むフィルターの組み合わせであることができる。刺激光１５７３は光学的フィルター１５７６を通過した後、ビーム成形レンズ系１５７８を通過し、レンズ系は発せられた光１５７３を刺激可能な燐光体層１５８６に向かう方向に再度方向付ける。光源１５７２から離れるその経路を続け、刺激光１５７３は次いで光−拡散素子１５８０に接触する。
光−拡散素子１５８０は通常の艶消ガラス又はプラスチック又はホログラフィ的ビーム−均一化素子から加工される。Ｐｈｙｓｉｃａｌ  Ｏｐｔｉｃｓ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｔｏｒｒａｎｃｅ，ＣＡ）からのホログラフィ的光形成拡散体をこの目的に用いることができる。光形成拡散体と反射性光学素子の組み合わせを最適な光拡散及び最大光出力のために用いることができる。刺激光源と一緒に積分球系を用いることにより、９８パーセントより高い照射均一性を達成することができる。光−拡散素子１５８０は刺激光１５７３の強度を再分配し、光１５７３のもっと均一な水平分布を生む。場合により光−拡散素子１５８０に続いて光ファイバープレート１５８２を置き、刺激光１５７３の非−平行伝達をさらに最小にすることができる。この目的を達成するために光ファイバープレート１５８２の開口数を調整することができる。次いで刺激光１５７３は光刺激可能な燐光体層１５８６に接触し、そこで刺激光１５７３が刺激された蛍光１５８８に変換される。蛍光発光の収集を増加させるために、蛍光を反射する反射性層を刺激可能な燐光体の前に置くことができる。この層は励起放射を伝達もしなければならない。
光刺激可能な燐光体層１５８６は画像形成される物体の表現を、保持されるｘ−線エネルギーの２次元的パターンの形態で蓄積する。刺激光１５７３は、その上に２次元的パターンが保持されている光刺激可能な燐光体層１５８６のすべてと接触する。光１５７３の光刺激可能な燐光体層１５８６との接触は、層１５８６からの刺激された蛍光１５８８の放出を開始させる。刺激された蛍光１５８８の強度及び分布は、光刺激可能な燐光体層１５８６上に蓄積されているｘ−線エネルギーパターンの表現である。刺激された蛍光１５８８は次いで第２の光ファイバープレート１５９０を通過する。第２の光ファイバープレート１５９０は壁外吸収材、コントラスト−増強光学素子を含むことができる。第２の光ファイバープレートは刺激された蛍光１５８８を波長−選択的フィルター１５９２に導く。
波長−選択的フィルター１５９２は刺激光１５７３を遮蔽しながら、それより短い波長を有する刺激された蛍光１５８８が通過するのを許す。さらに、他の波長帯に適応するようにフィルターにおける適切な調整を行うことができる。フィルター１５９２は１〜１０ミクロンの範囲内の厚さを有する多層フィルムであることができ、光ファイバープレート上に直接堆積させることができ、系の空間的解像度に実質的に影響を与えないであろう。
波長−選択的フィルターを通過した後、刺激された蛍光１５５８は電子的面検知器１５９４と接触し、それは刺激された蛍光１５８８のパターンを表現的電子信号に変換する。電子的面検知器１５９４はＣＣＤ（前面もしくは背面照射される）、非晶質ケイ素プレート又はダイオードアレイであることができる。検知器は近接−型イメージインテンシファイアと一緒に用いられることもできる。
図４０Ｄに示される閃光照射系１６００は別の実施態様を示している。系１６００は光源１６０２、拡散体１６０４、光コリメーター１６０６、光刺激可能な燐光体１６０８、フィルター１６１０、取り出し可能なアレイ１６１２及び画像形成される物体１６１４を含む。光源１６０２は複数のキセノンランプを含むことができ、拡散体１６０４の外端に置かれる。適切に置かれると、光源１６０２は放射が光刺激可能な燐光体１６０８に近付く時の放射の経路の外側にある。従って光源１６０２又は画像形成される物体１６１４のいずれも、ｘ−線露出と光刺激の段階の間で輸送されたり又は置き変えられたりする必要がない。光源１６０２は拡散体１６０４に伝達される光の拡散パルスを与える。拡散体１６０４は光のパルスの強度を分散させ、光刺激可能な燐光体１６０８上で実質的に均一な閃光を与える。場合により、閃光は光刺激可能な燐光体１６０８に達する前に光コリメーター１６０６を通過することができる。光刺激可能な燐光体１６０８は画像形成される物質１６１４の表現を、保持されるｘ−線エネルギーの２次元的パターンの形態で蓄積する。閃光は光刺激可能な燐光体１６０８の全面積を一瞬に照射し、燐光体を刺激し、蓄積されたｘ−線エネルギーの実質的部分を蛍光の形態で放出させ、その強度及び分布は吸収されたｘ−線エネルギーパターンに比例する。
フィルター１６１０は光刺激可能な燐光体を通過するｘ−線放射を吸収し、放射が取り出し可能なアレイ１６１２と接触し、おそらく損傷を与えるのを防ぐ。適したフィルター材料の例には光学等級の鉛ガラス又は鉛アクリル材料が含まれる。フィルター１６１２は光源１６０２から延びるより長い波長の光を除去しながら光刺激可能な燐光体１６０８から発せられるより短い波長の光の通過を許すことができる材料を含むこともできるかあるいは別法の場合はそれから成ることもできる。この光−濾過法は、光源から発せられる「背景干渉」を除去することにより、取り出し可能なアレイ１６１２により受け取られる光パターンの一体性（ｉｎｔｅｇｒｉｔｙ）を強化する。取り出し可能なアレイ１６１２は、光刺激可能な燐光体１６０８から発せられる濾過された光パターンを受け取り、電子的表現に変換するように置かれたチャージカップルドデバイスであることができる。
図４０Ｅは、光の強度の均一な分布が空間的光変調器により与えられる系の実施態様を示す。光源１５７２から発せられる刺激光１５７３は第１の光学的フィルター１５７６及び空間的光変調器１６３２を通過する。空間的光変調器１６３２は刺激光の強度を再分配し、実質的に均一な強度の光のビームを与える。適した空間的光変調器１６３２の例は、能動的又は受動的液晶ディスプレーである。液晶ディスプレーの解像度は電子的面検知器１５９４の解像度と調和する。次に刺激光１５７３は第２の光学的フィルター１６３４を通過する。第２の光学的フィルター１６３４は光１５７３の角の広がりを減少させる。次いで刺激光１５７３は光刺激可能な燐光体１５８６を照射し、刺激された蛍光の放出を開始させる。刺激された蛍光は波長−選択的フィルター１５９２を通って空間的に干渉性の光ファイバー素子１６３６に進む。次いで刺激された蛍光は光ファイバー素子１６３６を通り、他の波長−選択的フィルター１５９２を通って電子的面検知器１５９４上に進む。
図４０Ｆは積分球光源が導入された系の実施態様を示す。積分球は種々の用途に普通に用いられており、均一な照射を与える系は商業的に入手可能なＬａｂｓｐｈｅｒｅ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ（Ｎｏｒｔｈ  Ｓｕｔｔｏｎ，ＮＨ）である。積分球１６４２は高度に均一な刺激光を生む。刺激光は光学的フィルター１５７６及び光均一化光学素子１６４４を通過してから光刺激可能な燐光体１５８６に達する。光刺激可能な燐光体１５８６は支持体１６４８に結合している。支持体１６４８は透明材料、例えばガラスあるいは波長−選択的フィルター、例えばＳｃｈｏｔｔ  ＢＧ−３ガラス又は薄層フィルターである。支持体１６４８及び光刺激可能な燐光体は、光学的に透明な閉鎖容器１６４６内に封入されている。光学的に透明な閉鎖容器１６４６は端における光の損失を最小にするために曲面の境界で構成される。光刺激可能な燐光体から刺激された蛍光は支持体１６４８及び光学的に透明な閉鎖容器を通り、波長−選択的フィルター１５９２に進む。波長−選択的フィルター１５９２及びレンズ１６５０を通過し、刺激された蛍光は最後に電子的面検知器１５９４に受け取られる。
図４０Ｃ〜４０Ｇで示されたもののような閃光照射系の場合、電磁エネルギー励起パルスとして作用する閃光と刺激された蛍光パルスの間の干渉の結果としての問題に遭遇し得る。フィルターを用いても、電磁エネルギー励起パルスの一部は比較的薄い光刺激可能な燐光体層を通過し、フィルターを通過してＣＣＤアレイ上まで進み得、そこでそれは検知器によって記録され、かくして干渉を与え得る。刺激された蛍光のパルスの持続時間よりずっと短い持続時間を有する閃光を用いることにより干渉を避けることができる。時間ゲーティングの方法を介し、ＣＣＤアレイを調節された時間間隔の間活性化し、それが刺激された蛍光のパルスの持続時間に適合する限られた時間間隔の間のみ発光を記録するようにすることができる。ほとんどの通常の光刺激可能な燐光体の発光は約１〜５マイクロ秒の持続時間を有する。従って刺激された蛍光のパルスの持続時間よりずっと短い持続時間を有する励起パルスを用いることにより、励起パルスからの干渉を最小にすることができる。励起パルスは蛍光のパルスに先行するので、十分に短い励起パルスは刺激された蛍光のパルスのピークの前になくなってしまうであろう。
この方法に続き、時間ゲーティングを用い、ビンニングされたモードにおいて（非常に迅速な取得のためにはヘビービンニング（ｈｅａｖｙ  ｂｉｎｎｉｎｇ）が望ましい）、非常に迅速な枠速度でＣＣＤを読み、励起パルスの減衰の直後に所望のビンニングされたか又はビンニングされないモードで画像枠を凍結することができる。速い連続的な枠形成（ｆｒａｍｉｎｇ）の間に検知される信号は迅速に捨てられ、蛍光画像を含有する凍結枠の画像信号が保存される。この方法を比較的低い強度の励起パルスを用いて数回繰り返し、強い蛍光の領域における画素飽和を防ぐことができる。ゲーティング法を波長−選択的濾過と組み合わせて用いることもできる。
図４０Ｇに示されているのは、蓄積燐光体１６６６からｘ−線画像を検索するための系の他の好ましい実施態様である。光源１６７４はフィルター１６７２、空間的光変調器又は光バルブ１６７０、励起放射１６７５の角の広がりを減少させるためのフィルター１６６８、蓄積燐光体１６６６、フィルター１６６５、イメージインテンシファイア１６６０の光電陰極１６６４、出力燐光体１６６２、光学系１６５０及び検知器１５９４を通って光を方向付ける。画像を画素化された検知器に結合させるために用いられる光学系１６５０は１つのレンズ、レンズレットアレイ、フレスネル−型レンズ、屈折レンズ、回折光学素子又は反射−型レンズ、例えばＳｃｈｍｉｄｔレンズであることができる。
図４１はこの励起パルス１及び蛍光パルス２の順次的分離を時間の関数として示している。持続時間が５００ナノ秒又はそれより短い励起パルスを有する閃光ランプは広く入手可能であり（例えばＯｒｉｅｌ  Ｃｏｒｐｏｒａｔｉｏｎ，Ｓｔｒａｔｆｏｒｄ，ＣＴ）、この用途に適しているであろう。別の場合、分散レーザー源は容易にピコ秒の持続時間のパルスを達成することができ、それもこの用途に適している。光のパルシング及びゲーティングの方法は、通常のラスタ−走査レーザー読み出し系におけるコントラストを向上させるためにも用いることができる。この方法では、走査レーザービームが連続的ではなく、パルスとされ、光学的蛍光検知器を用いてゲーティングされる。これは濾過を少なくするか又は全く許さず、それは実質的に蛍光信号を増加させる。
光学的蓄積素子が導入されるもっと大きな系の実施態様の場合、中心画像処理機からの電子画像を複数の場所におけるディスプレーにネットワーク化し、中心記憶蓄積デバイス中に蓄積することができる。図４２に示される通り、複数のディスプレー１６２２が画像処理機１６２４と電子的に連結される。各ディスプレー１６２２は患者のステーションに置かれ、それぞれのステーションでｘ−線源から得られる画像を表示することができる。ｘ−線画像形成が行われた後、光学的蓄積デバイスを検知器ステーション１６２６に持って行き、そこでそれは処理されて蓄積される。検知器ステーション１６２６内の１つのＣＣＤ系が画像の光パターン表現を電子信号に変換し、それが画像処理機１６２４で処理され、空間的位置及びｘ−線強度を表現する。このデジタル画像は次いで検知器ステーション１６２６における記憶蓄積デバイスに伝達される。そこでそれは続く検索のために保存される。この実施態様は互いに離れた位置における複数のディスプレーを本明細書に記載される１つの検知器系、１つの画像処理機及び１つの記憶蓄積デバイスに連結することを可能にする。
蓄積されたｘ−線画像の画像形成のための光学的読み出し系１８００の他の好ましい実施態様が図４３と関連して示されている。この逆照射系の場合、光学的蓄積素子１８０４は赤外源１８０２からの放射１８１０により照射される。放射１８１０は赤外線に対して透過性であるか又は実質的に透明な面検知器アレイ１８０６を通過する。検知器は、画素が１０ミクロン未満、好ましくは１〜２ミクロンの範囲内の厚さを有する非晶質ケイ素センサーであることができる。これらの検知器は８００ナノメートルを越える波長において透過性が高く、紫外、青、緑及び赤帯を含む３００〜６００ナノメートルの領域における光に対して感受性が高い。
系１８００は機械的又は光電子的シャッター１８１４、赤外ハンドパスフィルター１８１６、ビームホモジナイザー及び場合によりビームエキスパンダー１８１８を含むことができる。検知器１８０６は赤外透明支持体１８０８の上に置かれることができ、任意の光反射体１８１２及び任意の１〜５０ミクロンの厚さを有する薄ガラス又は光ファイバープレートを検知器１８０６と燐光体１８０４の間で用いることができる。
図４４に示されているのは、蓄積素子１８４４により発せられる光画像を拡大し、検知器１８６０において高い解像度の画像を与えるためにビームエキスパンダー１８５０を用いる好ましい実施態様１８４０である。この実施態様では、光１８４２は素子１８４４により発光される光学的画像を生み、それは光１８４２を除去するフィルター１８４６を介して方向付けられる。時間ゲーティングを用いるか又は用いない光学的イメージインテンシファイア１８４８が光を光ファイバーエキスパンダー１８５０中に結合させ、そこで光１８５２はそれぞれのファイバー又は導波管を介して検知器アレイに送達される。
本発明をその好ましい実施態様に言及して特定的に示し、記載してきたが、添付の請求の範囲により限定される本発明の精神及び範囲から逸脱することなく、形態及び詳細における種々の変更がその中で可能であることは、当該技術分野における熟練者に理解されるであろう。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４Ａ】
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【図１４Ｂ】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０Ａ】
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【図２１Ａ】
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【図２１Ｂ】
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【図２１Ｃ】
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【図２２Ａ】
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【図２２Ｂ】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５Ａ】
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【図２６】
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【図２５Ｂ】
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【図２５Ｃ】
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【図２５Ｄ】
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【図２５Ｅ】
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【図２５Ｆ】
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【図２５Ｇ】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１Ａ】
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【図３１Ｂ】
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【図３２】
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【図３３Ａ】
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【図３３Ｂ】
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【図３４Ａ】
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【図３４Ｂ】
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【図３５Ａ】
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【図３５Ｂ】
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【図３５Ｃ（ａ）】
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【図３５Ｃ（ｂ）】
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【図３５Ｃ（ｃ）】
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【図３５Ｃ（ｄ）】
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【図３６Ａ】
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【図３６Ｂ】
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【図３９Ａ】
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【図３７】
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【図３８Ａ】
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【図３８Ｂ】
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【図４０Ａ】
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【図４０Ｂ】
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【図３９Ｂ】
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【図３９Ｃ】
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【図４０Ｃ】
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【図４０Ｄ】
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【図４１】
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【図４０Ｅ】
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【図４０Ｆ】
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【図２０Ｃ】
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【図４０Ｇ】
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【図２０Ｂ】
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【図４２】
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【図４３】
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【図４４】
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