JPH04317633A - Ｘ線装置 - Google Patents

Ｘ線装置

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JPH04317633A
JPH04317633A JP4005998A JP599892A JPH04317633A JP H04317633 A JPH04317633 A JP H04317633A JP 4005998 A JP4005998 A JP 4005998A JP 599892 A JP599892 A JP 599892A JP H04317633 A JPH04317633 A JP H04317633A
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JP
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primary beam
ray
energy
detection
collimator
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JP4005998A
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Inventor
Geoffrey Harding
ジオフリー　ハーディング
Gerhard Martens
ゲラルド　マーテンス
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Koninklijke Philips NV
Original Assignee
Philips Gloeilampenfabrieken NV
Koninklijke Philips Electronics NV
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Publication date
Application filed by Philips Gloeilampenfabrieken NV, Koninklijke Philips Electronics NV filed Critical Philips Gloeilampenfabrieken NV
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    • A61B6/48—Diagnostic techniques
    • A61B6/483—Diagnostic techniques involving scattered radiation
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    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
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Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は、小さい断面の一次ビー
ムを発生する多色Ｘ線源と、一次ビーム路の弾性散乱処
理で発生した散乱放射線を検出する、一次ビームと同心
であるリングに配置される複数の検出素子からなるエネ
ルギー感知検出装置と、Ｘ線源と検出装置との間に配置
され、一次ビームを囲うコリメータ装置とからなるＸ線
装置に係る。
【０００２】
【従来の技術】この種のＸ線装置は実質的にドイツ国特
許公開第３７１２９２８号から知られている。そこで、
コリメータ装置は、検出素子が検出領域内の一次ビーム
の異なるセクションを検出し、散乱密度の積層画像は、
検査領域が異なる方向に、並列ビーム路に沿って一次ビ
ームで照射される時形成されうるように構成される。
【０００３】雑誌「物理、医学、生物、」（１９９０年
、３５巻、１号、３３−４１頁）から、Ｘ線装置が既知
であり、それにより人体内の小さい領域のパルス伝達ス
ペクトルが決定されうる。健康な及び（骨硬化により冒
された）病的な骨のパルス伝達スペクトルが明らかに明
確であるので、この種の方法は骨組識の状態の評価を可
能にする。パルス伝達スペクトルの検出に対して、一次
ビームの固定散乱角度（例えば３．５°）で散乱した放
射線はエネルギー感知検出器で検出され、パルス伝達は
下式で決定される： 　　　　　　Ｘ＝ｓｉｎ（Ｔ／２）Ｌ　　　　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（１）
ここでＴは散乱角度、Ｌは散乱放射線の波長である。弾
性的に散乱した放射線に対して、散乱断面が比較的小さ
いので、既知の装置は、比較的高い放射線量がかかる検
査に必要とされるように比較的低い感度を有する。放射
線量は、散乱放射線が検出される一定の所定の角度範囲
を増すことで減少されうるが、パルス伝達の決定の正確
性は減少される。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、大き
い対象円の小さい体積のパルス伝達スペクトルが比較的
低い量により比較的正確に決定されうるように上記の種
類のＸ線装置を構成することである。
【０００５】
【課題を解決するための手段】本目的は、コリメータ装
置が一次ビームの同じセクションからの散乱放射線が複
数の検出素子に入射するよう構成される本発明により達
成される。
【０００６】検出素子の夫々は、個々の検出素子のエネ
ルギー感度が充分に高い時、パルス伝達スペクトルが比
較的正確に決定されうるよう、比較的狭い散乱角度範囲
内の散乱放射線を検出する。複数の検出素子か同じセク
ションからの散乱放射線を検出し、パルス伝達スペクト
ルが全てのこれらの検出素子の出力信号から得られるの
で、感度増加又は放射線量減少は一次ビームの同じセク
ションを「見る」検出素子の数に対応する。
【０００７】英国特許第１４６３０５４号から、小さい
断面の一次ビームを発生するＸ線源と、複数の検出素子
により一次ビームの散乱放射線を検出する検出装置とか
らなるＸ線装置が既に知られていることに注目すべきで
ある。
【０００８】積層の散乱密度分布の決定に対して、第１
の実施例では、Ｘ線源と検出装置との間にコリメータ装
置が設けられ、コリメータ装置は、一次ビームを囲い、
一次ビームの同じセクションからの散乱放射線が検出素
子に入射することを確実にする。散乱密度の決定を可能
にするために、一次放射線の硬度は非常に高く（２００
ｋｅＶと２ＭｅＶの間）、光電効果による放射線の減衰
、弾性（レイリー）散乱及びペア形成はコンプトン散乱
に対して無視出来るほど小さい。一次ビームの種々のセ
クションの散乱密度の決定を可能にするため、コリメー
タ装置及び検出装置は一次ビームの方向の人に対して変
位される。
【０００９】英国特許第１４６３０５４号による他の実
施例では、Ｘ線源と検出装置の間にコリメータは設けら
れず、かかる変位は必要でない。そこでは、散乱角度か
コンプトン散乱から生じる波長変化から明瞭に決定され
うるという事実が使用される。コンプトン散乱方法が行
なわれた一次ビームの点は、各散乱したＸ線量を検出す
る検出素子の該散乱角度及び位置から決定されうる。し
かし、波長変化（及び一次ビームの点）の決定に対して
、（２００ｋｅＶと２ＭｅＶの間のエネルギー範囲の）
単色Ｘ線及びエネルギー感知検出装置を用いることが必
要である。これと対称的に、本発明によれば、コンプト
ン散乱放射線が検出されないが、その波長が散乱中に変
化しない本質的に弾性（レイリー）散乱放射線が検出さ
れる。従って一次ビームのＸ線量は低いエネルギー（で
きる限り２００ｋｅＶ以下）を有さなければならない。 本発明は多色Ｘ線の使用を必要とする。エネルギー感知
検出装置及びコリメータ装置はこれに関して二者択一を
形成しないが、両方が必要とされる。
【００１０】
【実施例】本発明の望ましい実施例は従属クレームに示
されている。
【００１１】本発明を図を参照して以下に詳細に説明す
る。
【００１２】図１の（ａ）の符号１は例えばＸ線管から
なる多色Ｘ線源を示す。多色Ｘ線源１は、Ｘ線管の場合
、それに印加される高電圧に依存するエネルギー範囲の
Ｘ線を出射する。少なくとも１つのダイアフラム２を用
いることで、ペンシルビーム３、即ち小さい断面の一次
ビームは発生されたＸ線から形成される。一次ビームは
、大きい対象、例えばテーブルトップ５上に配置された
患者を通る。テーブルトップの下に、一次ビームの強度
及び一次ビームで形成された散乱放射線を測定する検出
装置Ｄが配置される。検出装置はエネルギー感知方法で
Ｘ線を測定する、即ちその出力信号は検出されたＸ線管
のエネルギーに（線型に）依存する。
【００１３】検出装置Ｄは一次ビーム３と同心であるよ
う配置され、中央検出素子Ｄ０　とそれに同心であるよ
う配置され、Ｘ線量を独立に検出するリング形検出素子
Ｄ１　…Ｄ７　とからなる円形ゲルマニウム結晶からな
る。中央検出素子Ｄ０　は人体４を貫通した後の一次ビ
ームの強度を測定し、一方検出素子Ｄ１　…Ｄ７　は別
々に検出領域からの散乱放射線を検出する。各検出素子
は２ｍｍの幅と２つの検出素子間に毎回存在する０．５
ｍｍの隙間を有する。外部検出素子は７０ｍｍの外径を
有する。
【００１４】テーブルトップ５と検出装置Ｄとの間にコ
リメータ装置６が設けられる。この装置は切載円錐面の
ような形状である多数のコリメータ積層からなる。これ
らのコリメータ積層の面の延長部は交差でマークされ、
人体４内に位置する点７で交差する。設けられたコリメ
ータ積層の数は少なくとも検出素子の数に等しく、装置
は、隣るコリメータ積層間の散乱放射線が検出素子Ｄ１
　…Ｄ７　の１つだけに毎回入射しうるようにされてい
る。 コリメータ積層は放射線吸収材、例えば０．２ｍｍの厚
さを有する銅／銀合金のシートから作られる。
【００１５】コリメータが点７で互いに交差するので、
全ての検出素子はこの点だけ又はこの点の回りの一次ビ
ームの領域を「見る」。検出素子Ｄ１　…Ｄ７　により
検出された散乱放射線の散乱角度は内部（Ｄ１　）から
外部（Ｄ７　）に増す。
【００１６】明瞭にするため、図は本当の幾何学的関係
を示さないことに注意すべきである。コリメータの高さ
は３００ｍｍになり、一方（検出器に面する側で）外部
コリメータの直径は７０ｍｍになる。点７は検出装置Ｄ
から５００ｍｍの距離に位置する。
【００１７】これらの寸法に対し、一次ビームに関して
２°から４°の間の角度（散乱角度）に亘る散乱放射線
だけが検出素子Ｄ１　…Ｄ７　に入射する。この角度範
囲において、弾性的又はコヒーレントな散乱放射線は例
えば１６０ｋＶの管電圧の場合にコンプトン散乱放射線
を支配する。弾性散乱放射線は、Ｘ線量のエネルギーが
変化しない散乱処理により生じる。
【００１８】既知の如く、弾性的に散乱した放射線のパ
ルス伝達スペクトルは、散乱放射線が発生される人体の
厚み組成に本質的に依存する。例えば、骨のパルス伝達
スペクトルは１．８／ｎｍで最大値を示し、一方脂肪の
最大値は１．２／ｎｍに位置する。従って、Ｘ＝０．８
／ｎｍとＸ＝２．０／ｎｍの間の範囲までのパルス伝達
スペクトルの決定を制限するのに充分である。外部検出
素子Ｄ７　が最も低いパルス伝達（Ｘ＝０．８／ｎｍ）
の決定に貢献し、内部検出素子Ｄ１　が最も高いパルス
伝達（Ｘ＝２／ｎｍ）に貢献する場合、一次ビーム３の
Ｘ線量のエネルギーは略３０ｋｅＶから１３０ｋｅＶの
間にあるべきである。これは、Ｘ線管が１３０ｋＶを越
える、例えば１６０ｋＶの電圧で動作すべきことを意味
する。
【００１９】図２は検出器の出力信号からパルス伝達を
決めるための装置の概略的ブロック系統図を示す。この
図中、中央検出素子Ｄ０　及びリング形検出素子Ｄ１　
，Ｄ２　…Ｄ７　の夫々の後に各関連した検出素子の出
力信号を増幅する増幅器１０，１１，１２…１７が続く
。望ましくは、全増幅器の利得係数は同じである。検出
素子の出力信号の振幅は関連の出力信号を発生したＸ線
量のエネルギーに比例する。従って、増幅器１０…１７
の出力信号の振幅は又Ｘ線量のエネルギーに比例する。
【００２０】増幅器１０，１１，１２…１７のアナログ
出力信号は又、各Ｘ線量に対して、ディジタルアナログ
変換器で供給されるディジタル値が検出出力信号の振幅
に対応するようアナログディジタル変換器２０，２１，
２２…２７により夫々ディジタル出力信号に変換される
。この為に、ディジタルアナログ変換器は例えば、ピー
ク値整流器を介して、前の増幅器のパルス形出力信号で
充電され、一定電流により次に充分に放電される各コン
デンサからなりうる。放電期間はＸ線量のエネルギーに
比例する。放電期間中一定周波数発振器のパルスをカウ
ントする電子カウントレジスタにより測定されえ、コン
デンサ放電開始は発振パルスで同期される。ディジタル
アナログ変換器２０，２１…２７用トリガ信号は前の検
出器の出力信号から得られる。
【００２１】アナログディジタル変換器２０，２１，２
２…２７は夫々続く回路３０，３１，３２…３７と関連
して、検出出力信号の振幅の周波数分布を測定するパル
ス波高分析器を構成する。検出器出力信号の振幅がＸ線
量のエネルギーに比例するので、パルス波高分析器は個
々の検出素子Ｄ０　，Ｄ１　…Ｄ７　に入射するＸ線の
エネルギースペクトルを毎回供給する。
【００２２】この為に、回路３０…３７は各メモリ及び
加算器からなる。アナログディジタル変換器２０…２７
の１つが電圧パルスをディジタルデータワードに変換す
る度に、メモリの関連データワードに対応するアドレス
がアドレスされ、関連加算器が作動される。加算器は、
その内容が１づつ増すように、アドレスされたメモリ位
置の内容に１を加算し、結果を再び関連メモリ位置に書
込む。Ｘ線検査の終りに、各メモリのメモリ位置は、エ
ネルギースペクトルが別々に各検出素子に蓄積されるよ
うに関連メモリ位置と関連するエネルギー範囲のＸ線量
の数を含む。
【００２３】入射Ｘ線量の数が決められるエネルギー範
囲の目盛は、スペクトルの決定の正確性が検出素子のエ
ネルギーの感度にのみ依存するよう非常に微細であるべ
きである。例えば、検出素子が３００ｅＶのエネルギー
差を信頼性をもって圧別できる時、検出が行こなわれる
個々のエネルギー範囲の幅は３００ｅＶより小さくある
べきである。検出さるべき最も低いエネルギーが３０ｋ
ｅＶで、検出さるべき最も高いエネルギーが１３０ｋｅ
Ｖである時、これは、例えば５００（又は１０００）の
エネルギー範囲が存在すべきで、各パルス波高分析器が
対応する数のメモリ位置からなるべきことを意味する。
【００２４】図３の（ａ），（ｂ）及び（ｃ）は異なる
検出素子に対するエネルギースペクトル、即ちそのエネ
ルギーの作用としてのＸ線量の数を示す。
【００２５】図３の（ａ）は中央検出素子Ｄ０　により
検出されるエネルギースペクトルＥ０　を示す。それは
、一方でＸ線源の放出スペクトルにより、他方で対象４
によるＸ線の減衰のエネルギー依存性（低エネルギーＸ
線量は高エネルギー量より多く減衰される）により決定
される。Ｘ線源の特性放射線により発生される明確なラ
インＷはＸ線源の吸収端で生じる（相対的）最小値と同
様に認識されうる。Ｘ線源がタングステンアノードから
なる時、特性ラインＷは略５９ｋｅＶに位置し、吸収端
は略６９ｋｅＶに位置する。
【００２６】図３の（ｂ）は検出素子Ｄ６　に入射する
Ｘ線量のエネルギースペクトルＥ６　を示す。一方で、
同様な構造はエネルギースペクトルＥ０　（図３の（ａ
））でのように生じ、他方でこのスペクトルにおいて更
に比較的に平坦である２つの（相対的）最大値Ｆ６　及
びＢ６　を含む。（略４７ｋｅＶでの）最大値Ｆ６　は
点７（図１）の脂肪成分で生じ、一方（略７２ｋｅＶで
の）最大値Ｂ６　は骨成分によるものである。
【００２７】図３の（ｃ）は、検出素子６より大きい半
径を有し、点７からの散乱放射線をより大きい散乱角度
で受ける検出素子７のエネルギースペクトルＥ７　を示
す。２つの最大値Ｆ７　及びＢ７　は再び圧別されうる
が、これらの最大値はスペクトルＥ６　と比較してより
低いエネルギーの方にシフトされた。
【００２８】個々の検出素子により検出されたエネルギ
ースペクトルからの共通パルス伝達スペクトルの決定を
可能にするため、初めにＸ線源により出射される放射線
のエネルギー依存性及び検査さるべき対象４による放射
線の減衰は補正されなければならない。この為に、比較
的小さい散乱角度（２−４°）の為、検出素子Ｄ１　…
Ｄ７　に至る散乱放射線は検査さるべき対象の後の強度
が中央検出素子Ｄ０　により検出される一次ビーム３と
実質的に同じまで検査さるべき対象４により減衰される
。Ｘ線源により出射される放射線のエネルギー依存性は
又散乱放射源と同じ方法で一次ビームで明らかになる。 従って、スペクトルＥ１　…Ｅ７　が各エネルギー範囲
に対して関連検出素子により検出されるＸ線量の数を同
じエネルギー範囲の検出素子Ｄ０　で検出されるＸ線量
の数により分割することによってスペクトルＥ０　に毎
回正規化される時、上記エネルギー依存性及び検査中対
象の後で検出される放射線量の変化は除去される。
【００２９】上記の補正はパルス波高分析器２１，３１
…２７，３７に続く補正ユニット４１，４２…４７によ
り実行され、それで検出素子Ｄ１　…Ｄ７　を伴なうパ
ルス波高分析器のメモリ装置に蓄積される各数は回路３
０の関連メモリ位置に蓄積された数により分割される。
【００３０】上記補正に加えて、補正ユニット４１…４
７は更なる補正、例えばバックグラウンド放射線補正を
実行しうる。このバックグラウンド放射線は本質的にコ
リメータに起因する。モデル対象が一次ビーム３に配置
される時、モデル対象が点７及びその直接の近辺をカバ
ーしない散乱放射線のエネルギースペクトルを一度決め
ることで決定されうる。それは、蓄積され、次の測定中
、望ましくは正規化する前に、中央検出器のスペクトル
に減算されうる。
【００３１】従って、決められた補正スペクトルＥ１　
，…Ｅ７　は各メモリ５１，５２…５７に蓄積される。 それらは、Ｘ線源が（一定エネルギー依存性強度を有す
る）「白」スペクトルを放射するべきであった場合、検
査さるべき対象４の点７だけがビーム路にあり、検査さ
るべき対象の残る全てとコリメータ装置６がない場合に
、得られるスペクトルに対応する。
【００３２】下式は式（１）によるパルス伝達Ｘと散乱
角度Ｔとで散乱されるＸ線量のエネルギーＥ間に存在す
る： 　　　　Ｘ＝ｃ＊　Ｅ＊　ｓｉｎ（Ｔ／２）　　　　　
　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　　（２）こ
こでｃは、定数項である。エネルギーＥがｋｅＶで表わ
され、パルス伝達Ｘが１／ｎｍで表わされる時、ｃは値
０．８０６６を有する。この式及び図３の（ｂ），（ｃ
）から、所定のパルス伝達を伴うエネルギーは、散乱角
度が小さいほど、即ち検出素子が互いに内側に位置する
ほど更に高くなることが分かる。同じパルス伝達、例え
ば図３の（ｂ），（ｃ）のＦ６　及びＦ７　を伴うエネ
ルギーは、関連検出素子が散乱放射線により照射される
散乱角度に実質的に逆比例する。
【００３３】式（２）による計算はコンピュータ１８、
例えばマイクロコンピュータで実行される。各散乱スペ
クトルＥ’に対して、関連散乱角度Ｔにより、これらの
計算はサンプル点に関しては離れるパルス伝達スケール
Ｘを発生する。従って、散乱スペクトルには、変換の後
だけ補間によりＸスケールのサンプル点を均一化するよ
う加えられる。スペクトルの追加は、経験的に一度前に
決められた重み付け値で重み付けされる。異なる質の個
々のスペクトルを考慮するためにそれは一般的に必要で
ある。従って決められたパルススペクトルは、レジスタ
１９に蓄積され、更なる評価に役立つ。それは適切な表
示ユニット２８に表示されうる。
【００３４】図３の（ｄ）はそのようなパルス伝達スペ
クトルの例を示す。そのようなパルス伝達スペクトルは
、検査７の点が海綿状骨組織、特に脊柱に位置する時に
生じうる。このパルス伝達スペクトルは、点７の脂肪成
分から生じる（略１．２／ｎｍでの）最大値Ｆ及び骨成
分から生じ、略１．８／ｎｍに位置する最大値Ｂを示す
。ＢとＦの又はＢとＦの以下の領域の商は、骨の鉱物含
有又は剛度の適切な手段である。この商が大きければ大
きいほど、骨組織の状態は良い。
【００３５】パルス伝達の計算に加えて、マイクロコン
ピュータ１８は又別な機能、例えばエネルギースペクト
ルの補正を実行しうる。その場合に、補正回路４１…４
７はマイクロコンピュータの適切なプログラミングで置
換えられる。
【００３６】検査の点での構造の散乱放射線が望ましい
方位を有さない時、回転対称な回析パターンが得られる
。これが正しくない場合、方位成分の作用としての弾性
散乱放射線を測定することが重要になる。その場合には
、各検出リングＤ１　…Ｄ７　は、より多くの数の処理
チャネル（例えば１１…５１）が設けられるべき複数の
、例えば８つのアーク状セグメントに細分割されるべき
である。図１の（ｂ）は適切に細分割された検出リング
を示す。しかし、正反対に対向して位置するセグメント
が一般的に同じ散乱角度に晒されるので、これらの回路
は毎回２つのセグメントを必要とするだけである。
【００３７】検出リングの細分割の代わりに、検出器Ｄ
は、散乱放射線が関連セクターでだけ測定されうるよう
に晒されたリングの単に２つの対向して位置するセクタ
ーを毎回残すダイアフラムに先行される。次に、ダイア
フラムは、他のセクターが散乱放射線により照射される
ように回転される。検査さるべき対象４に印加される放
射量は増す；しかし、処理チャネルの数は図１の（ｂ）
にり細分割される検出素子の場合より少なくなる。
【００３８】本発明は医学診断適用に関連して記述した
。しかし、原則的に他の適用、例えば材料のテストにも
用いられうる。
【図面の簡単な説明】
【図１】（ａ）は本発明によるＸ線装置を示し、（ｂ）
は検出素子の特別な実施例を示す。
【図２】検出素子の出力信号からパルス伝達スペクトル
を決定する装置を示す。
【図３】異なる検出素子のエネルギースペクトル及びそ
れから出るパルス伝達スペクトルを示す。
【符号の説明】
１　　多色Ｘ線源 ２　　ダイアフラム ３　　ペンシルビーム ４　　対象 ５　　テーブルトップ ６　　コリメータ装置 ７　　点 １０，１１，１２…１７　　増幅器 １８　　コンピュータ １９　　レジスタ ２０，２１，２２…２７　　アナログディジタル変換器
３０…３７　　回路 ４１，４２…４７　　補正ユニット ５１，５２…５７　　メモリ

Claims (5)

    【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】　　小さい断面の一次ビーム（３）を発生
    する多色Ｘ線源（１）と、一次ビーム路の弾性散乱処理
    で発生した散乱放射線を検出する、一次ビームと同心で
    あるリングに配置される複数の検出素子からなるエネル
    ギー感知検出装置（Ｄ）と、Ｘ線源の検出装置との間に
    配置され、一次ビームを囲うコリメータ装置（６）とか
    らなり、コリメータ装置は、一次ビーム（３）の同じセ
    クション（７）からの散乱放射線が複数の検出素子（Ｄ
    １　…Ｄ７　）に入射するよう構成されることを特徴と
    するＸ線装置。
  2. 【請求項２】　　各検出素子（Ｄ１　…Ｄ７　）に対し
    て、個々の検出素子に入射するＸ線量のエネルギースペ
    クトルの別々な決定に対する手段（１１…５１，１７…
    ５７）が設けられることを特徴とする請求項１記載のＸ
    線装置。
  3. 【請求項３】　　検出装置は一次ビーム中に位置する中
    央検出素子（Ｄ０　）からなり、他の検出素子（Ｄ１　
    …Ｄ７　）のエネルギースペクトル（Ｅ１　…Ｅ７　）
    を中央検出素子（Ｄ０　）のエネルギースペクトル（Ｅ
    ０　）に正規化する手段と同様中央検出素子（Ｄ０　）
    のエネルギースペクトル（Ｅ０　）を決定する手段（１
    ０…３０）が設けられることを特徴とする請求項２記載
    のＸ線装置。
  4. 【請求項４】　　中央検出素子を囲む検出素子の出来る
    限り正規化されたエネルギースペクトル（Ｅ’１　…Ｅ
    ’７　）からパルス伝達スペクトル（Ｘ）を決定する手
    段（１８）が設けられることを特徴とする請求項２又は
    ３記載のＸ線装置。
  5. 【請求項５】　　コリメータ装置（６）は、一次ビーム
    と同心であるよう配置され、切載円錐面のような形状で
    ある複数のコリメータ積層からなり、その延長部は一次
    ビーム（３）の同じ点（７）で互いに交差することを特
    徴とする請求項１乃至４のうちいずれか一項記載のＸ線
    装置。
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