EP0276437B1 - X-ray source - Google Patents

Description

Es ist bekannt, Röntgenstrahlung für medizinisch-diagnostische Zwecke in Röntgenröhren zu erzeugen, und zwar durch die Abbremsung von Elektronen im Feld der Anode. Die resultierende Bremsstrahlung überdeckt dabei einen Bereich zwischen 20 keV und 100 keV. Die Benutzung einer konventionellen Röntgenröhre für medizinische Zwecke erscheint nicht gerade ideal, da nur ein Teil der erzeugten Strahlung für den gewünschten Effekt benutzt werden kann. Wegen des kontinuierlichen Strahlenspektrums wird das bestrahlte Objekt, sei es zum Prüfen, Analysieren, zur diagnostischen Bildgebung oder zur Strahlentherapie, nicht nur dem gewünschten Energiebereich, sondern auch Strahlenanteilen ausgesetzt, die außerhalb des gewünschten Bereiches liegen. In der dem Objekt zugeführten Dosis sind bei der Untersuchung gleichzeitig beträchtliche Dosen von Röntgenstrahlung enthalten, die eigentlich unerwünscht sind. Auch für therapeutische Zwecke zeigen sich diese Nachteile.It is known to generate X-rays for medical-diagnostic purposes in X-ray tubes by braking electrons in the field of the anode. The resulting brake radiation covers a range between 20 keV and 100 keV. The use of a conventional X-ray tube for medical purposes does not appear to be ideal, since only a part of the radiation generated can be used for the desired effect. Because of the continuous radiation spectrum, the irradiated object, be it for testing, analysis, diagnostic imaging or radiation therapy, is not only exposed to the desired energy range, but also to radiation components that are outside the desired range. During the examination, the dose supplied to the object also contains considerable doses of X-rays, which are actually undesirable. These disadvantages are also evident for therapeutic purposes.

Durch die EP-A-O 105 032 ist es ferner bekannt, Röntgenstrahlen zur Erzeugung medizintechnischer Bilder durch Wechselwirkung zwischen Photonen und Elektronen zu erzeugen.From EP-A-0 105 032 it is also known to generate X-rays for the generation of medical images by interaction between photons and electrons.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein bildgebendes Röntgengerät zu schaffen, bei dem monochromatische Röntgenstrahlung erzeugbar ist, bei dem aufgrund eines dünnen Röntgenstrahles ein Scannen möglich ist und bei dem eine leichte Einstellbarkeit gegeben ist.The invention has for its object to provide an imaging X-ray device in which monochromatic X-ray radiation can be generated, in which scanning is possible due to a thin X-ray beam and in which it is easy to adjust.

Diese Aufgabe ist erfindungsgemäß gelöst durch die Merkmale des Patentanspruchs 1.This object is achieved according to the invention by the features of patent claim 1.

Bei dem erfindungsgemäBen bildgebenden Röntgengerät wird der Effekt der Strahlungserzeugung durch Channeln von geladenen Teilchen in dafür geeigneten Kristallen ausgenutzt. Es erfolgt die gezielte Erzeugung von Röntgenstrahlung in einem engen Energiebereich, die für die medizinisch diagnostischen und therapeutischen Zwecke sowie für die materialphysikalischen Analysen geeignet ist. Das medizinische bzw. technische Personal am Röntgenapparat wird geschont, wobei auf massive und teuere Abschirmmaßnahmen verzichtet werden kann. Die Röntgenstrahlenquelle ist insbesondere im Zusammenhang mit einem passenden Detektorsystem zur Vorsorgeuntersuchung von HerzKreislauferkrankungen geeignet.In the imaging X-ray device according to the invention, the effect of radiation generation by channeling charged particles in suitable crystals is used. The targeted generation of X-rays takes place in a narrow energy range, which is suitable for medical diagnostic and therapeutic purposes as well as for material-physical analyzes. The medical and technical personnel on the x-ray apparatus are spared, and massive and expensive shielding measures can be dispensed with. The X-ray source is particularly suitable in connection with a suitable detector system for the preventive examination of cardiovascular diseases.

Im Rahmen der Erfindung kann die Einschußenergie der geladenen Teilchen so eingestellt werden, daß monochromatische Röntgenstrahlung im erwünschten Bereich für medizinisch diagnostische und therapeutische oder festkörperanalytische Zwecke erzeugt wird. Dieser erwünschte Bereich liegt ungefähr zwischen 5 keV und 250 keV. Die Erzeugung dieser monochromatischen Röntgenstrahlung beruht auf der Channelingstrahlung, die Elektronen bzw. Positronen beim Durchlaufen von Kristallen unter Channelingbedingungen emittieren. Unter Ausnutzung dieses physikalischen Effektes lassen sich drei charakteristische Eigenschaften nutzen.

• a) Die Energie der Photonen ist durch Veränderung der Energie der auf den Kristall auftreffenden Elektronen (Positronen) leicht variierbar. Die resultierende Strahlung ist vielseitig verwendbar für medizinisch diagnostiche und therapeutische Anwendungen sowie Elementanalyse und festkörperanalytische Untersuchungen.
• b) Das Spektrum der Photonen ist sehr engbandig und vermeidet den Nachteil bisheriger konventioneller Röntgenstrahlenquellen, die ein breitbandiges Spektrum emittieren. Als Konsequenz kann der Patient bei medizinisch diagnostischen Anwendungen nur mit der für ihn relevanten Strahlungsenergie bestrahlt werden. Dies führt somit im Gegensatz zu konventionellen Strahlungsquellen zu einer Dosisersparnis.
• c) Die emittierte Strahlung wird gebündelt, d.h. in Vorwärtsrichtung als winkelmäßig sehr begrenzte Strahlung emittiert. Dies kann in Zusammenhang mit Scanprozeduren bedeutsam sein (Vermeidung mechanischer Blenden und Verschlüsse).

In the context of the invention, the injection energy of the charged particles can be adjusted so that monochromatic X-rays are generated in the desired range for medical diagnostic and therapeutic or solid-state analysis purposes. This desired range is approximately between 5 keV and 250 keV. The generation of this monochromatic X-ray radiation is based on the channeling radiation which electrons or positrons emit when passing through crystals under channeling conditions. Taking advantage of this physical effect, three characteristic properties can be used.

• a) The energy of the photons can be easily varied by changing the energy of the electrons (positrons) hitting the crystal. The resulting radiation can be used in a variety of ways for medical diagnostic and therapeutic applications, as well as element analysis and solid-state analysis.
• b) The spectrum of the photons is very narrow-band and avoids the disadvantage of previous conventional X-ray sources that emit a broad-band spectrum. As a consequence, in medical diagnostic applications, the patient can only be irradiated with the radiation energy relevant to him. In contrast to conventional radiation sources, this leads to dose savings.
• c) The emitted radiation is bundled, ie emitted in the forward direction as radiation which is very limited in terms of angle. This can be important in connection with scanning procedures (avoidance of mechanical shutters and closures).

Ein anderer wichtiger Gesichtspunkt beruht auf der Tatsache, daß die resultierende Röntgenstrahlung polarisiert ist. In der medizinischen Radiologie wurden polarisierte Röntgenstrahlen bisher nie benutzt. Hier ergibt sich die Möglichkeit, diese Strahlungseigenschaften zu erforschen. Für in-dustrielle Anwendungen von polarisierten Röntgenstrahlen wären somit die sonst üblichen aufwendigen Maßnahmen zur Polarisation überflüssig.Another important consideration is based on the fact that the resulting X-ray radiation is polarized. Polarized X-rays have never been used in medical radiology. This gives the opportunity to research these radiation properties. For industrial applications of polarized X-rays, the otherwise customary measures for polarization would be superfluous.

Die Erfindung ist nachfolgend anhand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:

Fig. 1a, 1b

zwei Prinzipdarstellungen zur Erläuterung des Erfindungsgedankens,

Fig. 2a, 2b

zwei Varianten einer Röntgenstrahlenquelle nach der Erfindung,

Fig. 3a, 3b

Röntgendiagnostikanlagen mit Röntgenstrahlenquellen entsprechend den Fig. 1a und 2b, und

Fig. 4a, 4b und 4c

Kurven zur Erläuterung des Erfindungsgedankens.

The invention is explained below with reference to the drawing. Show it:

1a, 1b

two basic representations to explain the inventive concept,

2a, 2b

two variants of an X-ray source according to the invention,

3a, 3b

X-ray diagnostic systems with X-ray sources according to FIGS. 1a and 2b, and

4a, 4b and 4c

Curves to explain the idea of the invention.

Die Erzeugung monochromatischer Röntgenstrahlung beruht auf einem Effekt, der in den vergangenen Jahren auf dem Gebiet der festkörperphysikalischen Grundlagenforschung intensiv untersucht worden ist. Dem Effekt liegt folgende Idee zugrunde:The generation of monochromatic X-rays is based on an effect that has been intensively investigated in the field of basic physical research in recent years. The effect is based on the following idea:

Die spektrale Intensitätsverteilung der von einer transversal beschleunigten Ladung emittierten Strahlung (technisches Beispiel: Synchrotron-Anlage) hängt entscheidend vom Krümmungsradius ab. Wenn es gelingt, die beim Synchrotron notwendigerweise makroskopischen Dimensionen durch atomare Abstände zu ersetzen, eröffnet sich die Möglichkeit, das Photonenspektrum zu vergleichsweise höheren Energien und gleichzeitig zu grösseren Intensitäten hin zu verschieben - bei ansonsten unveränderten Parametern.The spectral intensity distribution of the radiation emitted by a transversely accelerated charge (technical example: synchrotron system) depends crucially on the radius of curvature. If it is possible to replace the macroscopic dimensions that are necessary for the synchrotron with atomic distances, the possibility arises of shifting the photon spectrum towards comparatively higher energies and at the same time towards greater intensities - with otherwise unchanged parameters.

Nach einem Vorschlag von A. M. Kumakhov, Sov. Phys. JETP 45 (1977), Seite 791 oder nach der Zeitschrift IEEE Transactions on Nuclear Science, August 1983, Seiten 3150 bis 3154 ist diese Idee realisierbar: Elektronen (Positronen), also geladene Teilchen, die durch einen Kristall "channeln", erfahren hierbei eine periodisch transversale Beschleunigung und emittieren als Folge elektromagnetische Strahlung. Die Energie der emittierten Strahlung hängt eindeutig von der Energie der channelnden Teilchen ab. Die Trajektorien der channelnden Teilchen können durch gezielte Auswahl bestimmte Kristallsymmetrieebenen bzw. Kristallsymmetrieachsen in einer Ebene bzw. relativ zu einer Achse verlaufen. Man spricht in diesem Fall von planarem Channeling bzw. axialem Channeling wie dies in Fig. 1a bzw. 1b schematisch dargestellt ist. In beiden Fig. ist mit B die Teilchenbahn und mit G ein Kristallgitter bezeichnet. In beiden Fällen führen channelnde Teilchen transversal zu einer Kristallsymmetrieachse eine gebundene, periodische Bewegung aus. In der Kristallphysik ist diese Bewegung durch das Vorhandensein eines transversalen Kristallfeldpotentiales bestimmt. Für Teilchenenergien (Elektronen bzw. Positronen im MeV-Bereich) ist eine quantenmechanische Beschreibung der Channelingbewegung notwendig. Lösungen dieser Beschreibung sind, wie in gebundenen quantenmechanischen Problemen üblich, nur bestimmte diskrete Energieeigenwerte, die stabilen Konfigurationen der transversalen Komponenten der Trajektorien entsprechen. Zwischen diesen diskreten Energienieveaus können Strahlungsübergänge unter Aussendung elektromagnetischer Strahlung stattfinden. Infolge des relativistischen Massenzuwachses der sich annähernd mit Lichtgeschwindigkeit in longitudinaler Richtung bewegenden Elektronen bzw. Positronen (parallel zur Kristallsymmetrieachse) erfahren die abgestrahlten Photonen eine Dopplerverschiebung.According to a suggestion by AM Kumakhov, Sov. Phys. JETP 45 (1977), page 791 or according to the journal IEEE Transactions on Nuclear Science, August 1983, pages 3150 to 3154, this idea can be realized: Electrons (positrons), ie charged particles that "channel" through a crystal, experience one periodically transverse acceleration and as a result emit electromagnetic radiation. The energy of the emitted radiation clearly depends on the energy of the channeling particles. The trajectories of the channeling particles can run through a specific selection of certain crystal symmetry planes or crystal symmetry axes in one plane or relative to an axis. In this case one speaks of planar channeling or axial channeling, as is shown schematically in FIGS. 1a and 1b. In both figures, B denotes the particle path and G denotes a crystal lattice. In both In cases, channeling particles perform a bound, periodic movement transversely to an axis of crystal symmetry. In crystal physics, this movement is determined by the presence of a transverse crystal field potential. A quantum mechanical description of the channeling movement is necessary for particle energies (electrons or positrons in the MeV range). Solutions to this description are, as is usual in bound quantum mechanical problems, only certain discrete energy eigenvalues that correspond to stable configurations of the transverse components of the trajectories. Radiation transitions with the emission of electromagnetic radiation can take place between these discrete energy levels. As a result of the relativistic increase in mass of the electrons or positrons moving in the longitudinal direction almost at the speed of light (parallel to the axis of crystal symmetry), the emitted photons undergo a Doppler shift.

Die Energie ℏw der resultierenden, stark vorwärts gerichteten Strahlung hängt einmal von den Kristallfeldstärken und zum anderen von der Geschwindigkeit β= v/c ab, mit der die Elektronen (Positronen) durch den Kristall laufen.

The energy ℏw of the resulting strongly forward-directed radiation depends on the crystal field strengths and on the speed β = v / c with which the electrons (positrons) travel through the crystal.

hierbei isthere is

ϑ die Richtung des ausgesandten Photons relativ zur Teilchenrichtung,ϑ the direction of the emitted photon relative to the particle direction,

ℏc das Produkt von Plankschem Wirkungsquantum mal Lichtgeschwindigkeit dividiert durch zwei mal πℏc the product of Plank's quantum of action times the speed of light divided by two times π

V₀ ist die Potentialstärke des gemittelten transversalen Kristallfeldpotentiales bei einem harmonischen Potentialansatz, m₀c² ist die Ruheenergie des Elektrons (Positrons).V₀ is the potential strength of the averaged transverse crystal field potential with a harmonic potential approach, m ₀ c² is the rest energy of the electron (positron).

Für Vorwärtswinkel gilt für die Abhängigkeit der Strahlungsenergie von der TeilcheneinschuDenergie.

For the forward angle, the dependence of the radiation energy on the particle injection energy applies.

Hierbei bezeichnet E die Teilcheneinschußenergie.Here E denotes the particle injection energy.

In Tabelle 1 ist für einen bisher in der Grundlagenforschung häufig eingesetzten Kristall Si sowie für den potentiell interessanten Kristall Nolfram der Zusammenhang zwischen Photonenergie und Teilchenenergie aufgezeichnet:

The relationship between photon energy and particle energy is recorded in Table 1 for a crystal Si that has been used in basic research to date and for the potentially interesting crystal Nolfram:

Im Rahmen dieser Spezifikationen sind Röntgenstrahlen Von 0,5 keV bis ungefähr 250 kev bestens für medizinisch-diagnostische und therapeutische Anwendungen geeignet. Im besonderen ist der Bereich von 20 keY bis 100 keV vor allem für diagnostische Anwendungen interessant. Typisch ist der Nert von 40 keV für $tandardanwendungen wie z.B. Thorax-Anwendungen. In der Strahlentherapie ist der Bereich von 10 keV bis 30 keY besonders für Tumoranwendung oder Photonaktivierungstherapie relevant. Die Behandlung tiefer liegender Tumore erfordert Energien oberhalb 30 keY bis 250 keY. Für Elementanalysen durch Röntgenuntersuchungen ist der Bereich zwischen 0,5 keV bis ungefähr 100 keV von Bedeutung. Die hier aufgezeigten numerischen Werte sollen vor allem exemplarisch gesehen werden. Neue Entwicklungen in der Medizin schließen selbstverständlich eine Erweiterung der Bereiche nicht aus.Within the scope of these specifications, X-rays from 0.5 keV to approximately 250 kev are ideally suited for medical diagnostic and therapeutic applications. In particular, the range from 20 keY to 100 keV is particularly interesting for diagnostic applications. The Nert of 40 keV is typical for standard applications such as thorax applications. In radiation therapy, the range from 10 keV to 30 keY is particularly relevant for tumor application or photon activation therapy. The treatment of deeper tumors requires energies above 30 keY to 250 keY. For elemental analysis X-ray examinations mean that the range between 0.5 keV and approximately 100 keV is important. The numerical values shown here should above all be seen as examples. Of course, new developments in medicine do not exclude an expansion of the areas.

Die beschriebene Erzeugung von Channeling-Strahlung zeichnet drei charakteristische Eigenschaften aus:

• a) Leichte Einstellbarkeit der Photonenenergie durch Variation der Elektronen(Positronen)-Einschußenergie.
• b) Monochromasie des Röntgenspektrums, das dosissparende Anwendung finden kann. Besonders von Vorteil ist die Anpassung der Röntgenenergie an die medizinische Fragestellung (Objektanpassung) und die Möglichkeit der Anpassung der Röntgenstrahlung an das Röntgenkonvertersystem.
• c) Die spektrale Intensitätsverteilung ist den herkömmlichen Röntgenstrahlungsquellen überlegen.

The described generation of channeling radiation distinguishes three characteristic properties:

• a) Easy adjustability of the photon energy by varying the electron (positron) shot energy.
• b) Monochromaticity of the X-ray spectrum, which can be used in a dose-saving manner. The adaptation of the x-ray energy to the medical question (object adaptation) and the possibility of adapting the x-ray radiation to the x-ray converter system are particularly advantageous.
• c) The spectral intensity distribution is superior to conventional X-ray sources.

In Fig. 2a ist schematisch eine Anlage dargestellt, mit der Röntgenstrahlung mit der Methode der Channelingstrahlung für medizinisch diagnostische und therapeutische Anwendungen sowie materialphysikalische Untersuchungen erzeugt werden kann. Diese Anlage enthält eine Elektronen(Positronen)-Quelle 1 für kontinuierlichen bzw. Pulsbetrieb in Kombination mit dem Elektronen-(Positronen)-Beschleuniger 2. Eine der wichtigsten Hauptanforderungen an den Beschleuniger ist die Bereitstellung der Elektronen (Positronen) bestimmter Energie und bestimmter Stromstärke. Ein Strahlführungssystem fokussiert den Teilchenstrahl S innerhalb des sogenannten kritischen Channeling-Winkels durch einen Kollimator 3 auf den Kristall 4. Der Kristall 4 ist auf einem Goniometer befestigt, um die gezielte Einstellung bestimmter Kristallsymmetrieachsen zu ermöglichen. Um die emittierte Röntgenstrahlung R vom Teilchenstrahl S zu selektieren, befindet sich nach dem Kristall 4 ein Magnet 5, der den geladenen Teilchenstrahl S aus der in Vorwärtsrichtung emittierten Röntgenstrahlung R ablenkt und auf einen Strahlfänger 8 führt. Mit Hilfe eines zusätzlichen Monochromatorsystems 6 kann der in der Photonen-Strahlung enthaltene Bremsstrahlungsuntergrund reduziert werden, bevor die Strahlung zum Target 7 (z.B. einem Röntgenfilm) gelangt.A system is schematically shown in FIG. 2a, with which X-rays can be generated using the channeling radiation method for medical diagnostic and therapeutic applications and material-physical examinations. This system contains an electron (positron) source 1 for continuous or pulsed operation in combination with the electron (positron) accelerator 2. One of the most important main requirements for the accelerator is the provision of electrons (positrons) of certain energy and certain current strength. A beam guidance system focuses the particle beam S within the so-called critical channeling angle through a collimator 3 on the crystal 4. The crystal 4 is attached to a goniometer in order to enable the specific adjustment of certain crystal symmetry axes. In order to select the emitted X-rays R from the particle beam S, there is a magnet 5 after the crystal 4 which deflected charged particle beam S from the X-ray radiation R emitted in the forward direction and leads to a beam catcher 8. With the help of an additional monochromator system 6, the braking radiation background contained in the photon radiation can be reduced before the radiation reaches the target 7 (for example an X-ray film).

An den Beschleuniger 2 werden die Anforderungen gestellt, daß die Strahlqualität gut und die Energieunschärfe möglichst klein ist. Der Energiebereich des Beschleunigers sollte im Bereich zwischen 10 MeV und 100 MeV liegen; die genauen Daten hängen von der gewünschten Photonenenergie und dem verwendeten Kristalltyp ab. Der Elektronen(Positronen)-Strom kann vergleichsweise niedrig sein, um trotzdem hohe Photonenflüsse zu ermöglichen. Im Mittel muß mit Stromstärken zwischen 20 µA bis 1000 µA gearbeitet werden. Der Beschleuniger 2, der in Fig. 2a gezeigt ist, ist ein Mikrotron, das so funktioniert, daß sich die Elektronen mit wachsender Energie entlang kreisförmiger Bahnen mit anwachsenden Radien bewegen. Alle Bahnkreise berühren sich aber in einem gemeinsamen Punkt. Geeignete Mikrotrons werden beispielsweise von der Fa. Skanditronix mit Ringdurchmessern zwischen 150 cm bis 200 cm vertrieben. Der Elektronenstrahl ist gepulst mit Pulslängen von 2 µm bis 10 µs und Pulspausen von etwa 20 ms. Der Peakstrom beträgt rund 100 mA. Neuere Entwicklungen basierend auf supraleitender Technologie sind selbstverständlich auch gut geeignet.The requirements placed on the accelerator 2 are that the beam quality is good and the energy blur is as small as possible. The energy range of the accelerator should be between 10 MeV and 100 MeV; the exact data depend on the desired photon energy and the type of crystal used. The electron (positron) current can be comparatively low in order to still enable high photon flows. On average, currents between 20 µA and 1000 µA must be used. Accelerator 2, shown in Fig. 2a, is a microtron that functions so that the electrons move along circular paths with increasing radii with increasing energy. However, all railroad circles touch at a common point. Suitable microtrons are sold, for example, by Skanditronix with ring diameters between 150 cm to 200 cm. The electron beam is pulsed with pulse lengths of 2 µm to 10 µs and pulse pauses of about 20 ms. The peak current is around 100 mA. Of course, newer developments based on superconducting technology are also well suited.

Der Beschleuniger 2 kann jedoch auch in Form eines kompakten Speicherringes angeordnet sein, wie in Fig. 2b gezeigt ist. Hier werden die Elektronen aus dem Mikrotron in den Ring längs des geraden Zwischenstückes eingefüttert, der mittels der Magnete M1 und M2 im sog. "Race track"-Prinzip arbeitet. Damit soll gewährleistet werden, daß ein bestimmter Elektronenstrom bei fester Energie entlang des Ringes für eine sehr lange Zeit (Größenordnung: eine Stunde) fließt, wobei eine Hochfrequenzeinheit H1 Verlustenergie für die Elektronen ersetzt, die beim Umlaufen Schwächungsverluste (z.B. im Kristall) erleiden. Positionsempfindliche Detektoren, die hier nicht eingezeichnet sind, dienen als Positions-Monitore zur Einhaltung der gewünschten Strahlgüte.However, the accelerator 2 can also be arranged in the form of a compact storage ring, as shown in FIG. 2b. Here the electrons from the microtron are fed into the ring along the straight intermediate piece, which works by means of the magnets M1 and M2 in the so-called "race track" principle. This is to ensure that a certain electron current flows at a fixed energy along the ring for a very long time (order of magnitude: one hour), one High-frequency unit H1 replaces loss energy for the electrons, which suffer attenuation losses (eg in the crystal) when circulating. Position-sensitive detectors, which are not shown here, serve as position monitors to maintain the desired beam quality.

Infolge der wichtigen Randbedingung, daß Teilchen nur dann channeln, wenn sie innerhalb eines kritischen Winkels φ_cri∼γ⁻^1/2 relativ zur Kristallsymmetrieachse auftreffen, werden hohe Anforderungen an die Teilchenstrahlgüte gestellt. Da jeder Teilchenstrahl zudem eine endliche Emittanz aufweist, sind als Kollimator 3 geeignete Fokussierungselemente wie z.B. Magnete, elektronische Blenden vorgesehen, die gewährleisten, daß die Strahldivergenz des Teilchenstrahles beim Einfall auf den Kristall möglichst klein ist. Angestrebt werden hier Strahldivergenzen möglichst unterhalb von 0,5 mrad.As a result of the important boundary condition that particles only channel if they hit within a critical angle φ _cri ∼γ⁻ ^1/2 relative to the crystal symmetry axis, high demands are placed on the particle beam quality. Since each particle beam also has a finite emittance, 3 suitable focusing elements such as magnets or electronic diaphragms are provided as collimators, which ensure that the beam divergence of the particle beam when it hits the crystal is as small as possible. Beam divergences below 0.5 mrad are aimed for.

Aufgrund des Mechanismusses zur Strahlungserzeugung bestimmt die Zeitstruktur des Elektronen(Positronen)-Strahles die Zeitstruktur der emittierten elektromagnetischen Strahlung. So können durch gezielte Wahl bestimmter Pulsfolgen des Teilchenstrahles diese in entsprechende Photonenimpulse umgesetzt werden.Due to the mechanism for generating radiation, the time structure of the electron (positron) beam determines the time structure of the electromagnetic radiation emitted. By specifically selecting certain pulse sequences of the particle beam, these can be converted into corresponding photon pulses.

Der Kristall 4 befindet sich auf einem Goniometer, um eine präzise Einstellung der Kristallachsen relativ zum Teilchenstrahl S zu gewährleisten. Die Steuerung des Goniometers sollte möglichst mit Hilfe eines Computers erfolgen. Die Genauigkeit der Winkeleinstellung sollte jeweils bei 0,01° für beide Winkel liegen.The crystal 4 is located on a goniometer in order to ensure a precise adjustment of the crystal axes relative to the particle beam S. The goniometer should be controlled using a computer if possible. The accuracy of the angle setting should be 0.01 ° for both angles.

Geeignete Kristalle für die Erzeugung von Channelingstrahlung sind Kristalle mit möglichst hoher Debye-Temperatur, um thermisch anregbare Gittervibrationen, die zu Linienverbreiterungseffekten führen, möglichst gering zu halten. In diesem Aspekt erscheinen der Diamantkristall mit seiner wohlbekannten Kristallstruktur und der Si-Kristall gut geeignet. Letzterer hat den großen Vorteil, daß er aufgrund der hohen Reinheitsforderungen in der Mikroelektronik in hoher Qualität verfügbar ist. Schwerere Systeme wie Germanium, Nickel und Gold sind ebenso geeignet; hier macht sich vor allem die hohe Ordnungszahl bemerkbar, die zu höheren Kristallfeldstärken führt und somit für vergleichsweise gleiche Photonenergien den Einsatz geringer Teilchenenergien zuläßt. Sehr günstig sind Wolframkristalle aufgrund der sehr hohen Ordnungszahl. Binäre Systeme wie LiF, MgF₂, BN und BeO, die sich bereits für festkörperphysikalische Grundlagenstudien geeignet haben, sind ebenso für den Einsatz geeignet. Eine grobe Übersicht für die Produktion von 50 keV Photonen bei einer Kristalldicke von 20 µm und einem mittleren Elektronenstrom von 10 µA zeigt folgende Tabelle 2:

Suitable crystals for the generation of channeling radiation are crystals with the highest possible Debye temperature in order to keep thermally excitable lattice vibrations, which lead to line broadening effects, as low as possible. In this aspect, the diamond crystal appears with its well-known Crystal structure and the Si crystal well suited. The latter has the great advantage that it is available in high quality due to the high purity requirements in microelectronics. Heavier systems such as germanium, nickel and gold are also suitable; The high atomic number is particularly noticeable here, which leads to higher crystal field strengths and thus permits the use of low particle energies for comparatively identical photon energies. Tungsten crystals are very cheap due to their very high atomic number. Binary systems such as LiF, MgF₂, BN and BeO, which have already been suitable for basic physical studies, are also suitable for use. The following table 2 shows a rough overview for the production of 50 keV photons with a crystal thickness of 20 µm and an average electron current of 10 µA:

Nach dem Goniometer mit dem Kristallsystem muß gemäß den Fig. 2a und 3a ein Ablenkmagnet 5 angebracht werden, um den Teilchenstrahl von dem in Vorwärtsrichtung emittierten Photonenstrahl zu selektieren.After the goniometer with the crystal system, a deflection magnet 5 must be attached according to FIGS. 2a and 3a in order to select the particle beam from the photon beam emitted in the forward direction.

Ein Filtersystem 6 (Fig. 2a, 2b) in Form eines Doppelmonochromators dient zur Verbesserung des Monochromasieverhältnisses Δ E/E der quasimonochromatischen Photonenlinie der Channelingstrahlung. Für die oben angeführten Kristalle beträgt E/E etwa 0.1. Eine weitere wichtige Funktion ist die Reduktion des begleitenden Bremsstrahlungsuntergrundes aufgrund von Dechannelingeffekten beim Durchgang der Elektronen durch den Kristall. Ursachen für diesen Untergrund sind eine nicht ganz perfekte Fokussierung des Strahles innerhalb des kritischen Channelingwinkels sowie Fehlstellen oder Verunreinigungen (Gitterdefekte) im Kristall. Technische Konzepte für den Aufbau von Monochromatoren findet man in Proceedings of the Int. Conf. on X-ray and VUV Synchrotron Radiation Instrumentation, Stanford University, CA, in Nucl. Instr. and Meth. A246 (1986), Seiten 297 bis 309, und 365 bis 376, wobei besonders die sog. grazing incidence Spiegelanordnungen zu empfehlen sind.A filter system 6 (FIGS. 2a, 2b) in the form of a double monochromator serves to improve the monochromatic ratio Δ E / E of the quasi-monochromatic photon line of the channeling radiation. For the crystals listed above E / E is about 0.1. Another important function is the reduction of the accompanying brake radiation background due to dechanneling effects when the electrons pass through the crystal. The reasons for this background are a less than perfect focusing of the beam within the critical channeling angle as well as imperfections or impurities (lattice defects) in the crystal. Technical concepts for the construction of monochromators can be found in Proceedings of the Int. Conf. on X-ray and VUV Synchrotron Radiation Instrumentation, Stanford University, CA, in Nucl. Instr. and Meth. A246 (1986), pages 297 to 309, and 365 to 376, the so-called grazing incidence mirror arrangements being particularly recommended.

Die so erzeugte elektromagnetische Strahlung trifft auf das Target 7. Vor dem Target 7 kann ein beliebiges Objekt, lebend oder unbelebt, gestellt werden. Dieses Objekt kann irgendein zu testender oder analysierender Gegenstand sein, oder ein Patient, der röntgendiagnostisch untersucht oder röntgentherapeutisch behandelt wird. Das Target 7 kann entweder ein Röntgenfilm oder ein ortsempfindlicher Empfänger für Röntgenstrahlen sein, um nur ein paar Möglichkeiten aufzuzählen.The electromagnetic radiation generated in this way strikes the target 7. Any object, living or inanimate, can be placed in front of the target 7. This object can be any object to be tested or analyzed, or a patient who is being X-rayed or being X-rayed. The target 7 can either be an x-ray film or a location-sensitive receiver for x-rays, to name just a few possibilities.

In den Fig. 3a bzw. 3b ist die Gesamtanlage und Funktion der Komponenten entsprechend den Fig. 2a bzw. 2b gezeigt. Eine Kontrolleinheit 9 enthält eine Anzahl von Kontrollmodulen, die elektrisch mit den verschiedenen Komponenten der Anlage verbunden sind. So liefert z.B. Modul 10 die elektrische Versorgung des Beschleunigers 2. Modul 11 versorgt elektrisch die Magnete und Fokussierelemente, die Module 12, 13 sind verantwortlich für die Goniometersteuerung, Kristallmonochomatorsteuerung und das Vakuumsystem 15. Im Falle von Fig. 3b versorgt Modul 11 auch die Hochfrequenzeinheit H1 mit elektrischer Energie. Die Anlagen, die den Fig. 3a, 3b zugrundeliegen, sind so dimensioniert, daß sie bequem in einem Hospital oder einem industriellen Labor untergebracht werden können. Das Vakuumsystem 15 bestehend aus einem Pumpensystem und vakuumsicheren Zuleitungen bzw. Gehäuseaufbauten sorgt für ein ausreichendes Vakuum im Bereich des Elektronenstrahlers.3a and 3b show the overall system and function of the components corresponding to FIGS. 2a and 2b. A control unit 9 contains a number of control modules which are electrically connected to the various components of the system. For example, module 10 supplies the electrical supply to accelerator 2. Module 11 supplies the magnets and focusing elements electrically, modules 12, 13 are responsible for the goniometer control, crystal monochomator control and vacuum system 15. In the case of FIG. 3b, module 11 also supplies the high-frequency unit H1 with electrical energy. The systems on which FIGS. 3a, 3b are based are dimensioned such that they can be accommodated comfortably in a hospital or an industrial laboratory. The vacuum system 15 consisting of a pump system and Vacuum-safe supply lines and housing structures ensure a sufficient vacuum in the area of the electron gun.

Die relativ hohe Richtungsbündelung der Channelingstrahlung ist geeignet, ohne Einsatz von Blendensystemen, wie das bei konventionellen Röntgenröhren üblich ist, den Strahl im Scan mode zu führen. Die Position des stark gebündelten bzw. gerichteten Strahles ist genau bekannt im Gegensatz zum breiten Strahlprofil bei konventionellen Röntgenstrahlern.The relatively high directional concentration of the channeling radiation is suitable for guiding the beam in scan mode without the use of aperture systems, as is common with conventional X-ray tubes. The position of the highly focused or directed beam is precisely known, in contrast to the broad beam profile in conventional X-ray emitters.

Die emittierten Röntgenstrahlen einer konventionellen Röntgenröhre haben ein breites kontinuierliches Energiespektrum. Wie in Fig. 4a gezeigt, sieht man ein Kontinuum an Frequenzen zusammen mit den sog. charakteristischen Linien bei bestimmten Frequenzen bzw. Energien. Ein ähnlich breites kontinuierliches Energiespektrum ohne charakteristische Linien, wie in Fig. 4b gezeigt, liefert die spektrale Intensitätsverteilung eines konventionellen Synchrotron. Im Gegensatz dazu zeigt die mit Channeling erzeugte Röntgenstrahlung ein enges Frequenzband. Die in Fig. 4c gezeigte typische Intensitätsverteilung ist für die diskreten Linien sehr eng; typisch kleiner als 10 % ohne Einsatz von Filterungsmaßnahmen. Somit ist ein Patient weitgehend nur der gewünschten spektralen Intensität ausgesetzt. In den Figuren 4a, 4b, 4c ist jeweils auf der Ordinate die Anzahl der Photonen pro Sekunde und auf der Abszisse die Röntgenenergie in keV aufzutragen.The emitted X-rays from a conventional X-ray tube have a wide, continuous energy spectrum. As shown in Fig. 4a, one sees a continuum of frequencies together with the so-called characteristic lines at certain frequencies or energies. A similarly wide continuous energy spectrum without characteristic lines, as shown in FIG. 4b, provides the spectral intensity distribution of a conventional synchrotron. In contrast, the X-rays generated with channeling show a narrow frequency band. The typical intensity distribution shown in FIG. 4c is very narrow for the discrete lines; typically less than 10% without the use of filtering measures. Thus, a patient is largely only exposed to the desired spectral intensity. In FIGS. 4a, 4b, 4c, the number of photons per second is to be plotted on the ordinate and the X-ray energy in keV is to be plotted on the abscissa.

Mit Hilfe der leicht einstellbaren Energie der Photonen ist es möglich, sog. Mehrspektrenmethoden in der Radiologie durchzuführen. So ist es möglich bei geeigneter Kristallwahl gleichzeitig quasimonochromatische Röntgenstrahlen mit 40 keV bis 50 keV bzw. 90 keV bis 100 keV zu erzeugen. Durch diese verschiedenen Energien läßt sich die gleichzeitige Darstellung von Knochen und Weichteilgewebe trotz ihrer unterschiedlichen Absorptionseigenschaften bewerkstelligen. Besonders attraktiv erscheint die Realisierbarkeit des K-Kanten-Subtraktionsverfahrens in der Angiographie, bei dem Bilder unterhalb und oberhalb der Energie der K-Absorptionskante des Kontrastmittels gemacht werden, um eine Kontrastanhebung der Aufnahmeobjekte bei einem Minimum an Strahlendosis zu erreichen.With the help of the easily adjustable energy of the photons, it is possible to carry out so-called multi-spectral methods in radiology. With a suitable choice of crystals, it is possible to simultaneously generate quasi-monochromatic X-rays with 40 keV to 50 keV or 90 keV to 100 keV. These different energies enable the simultaneous display of bone and soft tissue despite their different absorption properties. The feasibility of the K-edge subtraction method in angiography, in which images below and be made above the energy of the K absorption edge of the contrast medium in order to increase the contrast of the objects to be recorded with a minimum of radiation dose.

Dies kann speziell durch Wahl eines BN-oder BeO-Kristalles bewerkstelligt werden, indem durch spezielle Einstellung der Elektronenenergie zwei quasi monochromatische Röntgenlinien jeweils oberhalb bzw. unterhalb der K-Kantenenergie des Kontrastmittels Jod (E_K ≈ 3 keV) erzeugt werden.This can be achieved in particular by choosing a BN or BeO crystal by generating two quasi-monochromatic X-ray lines each above or below the K-edge energy of the contrast agent iodine (E _K ≈ 3 keV) by special adjustment of the electron energy.

Eine Subtraktion der beiden Linien nach Durchstrahlung des Objekts und Detektion in einem Detektor (z.B. NaJ (Th) -oder Si-Detektor) ergibt im Falle des Jods eine große Signaldifferenz, im Falle von Weichteilen und Knochen praktisch eine verschwindende Signaldifferenz, wenn vor dem Objekt die Intensitäten der beiden Linien gleich groß gewählt worden sind.Subtracting the two lines after radiating the object and detecting it in a detector (e.g. NaJ (Th) or Si detector) results in a large signal difference in the case of iodine, and practically a vanishing signal difference in the case of soft tissues and bones if in front of the object the intensities of the two lines have been chosen to be the same.

Der Gesichtspunkt der leichten Einstellbarkeit der Röntgenenergie ist von Vorteil, da mit ein und derselben Strahlenquelle ein Einsatz in Diagnostik und Therapie möglich ist.The aspect of the easy adjustability of the X-ray energy is advantageous, since one and the same radiation source can be used in diagnostics and therapy.

Eine andere wichtige Möglichkeit ist die Erzeugung polarisierter Strahlung. Es gibt eine Reihe medizinischer, industrieller und spurenanlytischer Anwendungen, bei denen polarisierte Strahlung bedeutsam ist.Another important possibility is the generation of polarized radiation. There are a number of medical, industrial and trace analysis applications in which polarized radiation is important.

Spurenelemente lassen sich in vivo und in vitro aufgrund ihrer charakteristischen Röntgenstrahlung nachweisen. In vivo Messungen werden noch empfindlicher, wenn polarisierte Röntgenstrahlen benutzt werden, da dann Streustrahlung, die in dicken Proben entsteht, ausgesondert werden kann. Der qualitative und quantitative Nachweis verschiedener Elemente im Körper kann durch geeignete Einstellung der Röntgenenergien durchgeführt werden. So kann man mit einer Anregungsquelle Elemente wie Arsen, Quecksilber, Cadmium und andere Schwermetalle nachweisen.Trace elements can be detected in vivo and in vitro due to their characteristic X-rays. In vivo measurements become even more sensitive when polarized X-rays are used, since scattered radiation that arises in thick samples can then be eliminated. The qualitative and quantitative detection of various elements in the body can be carried out by suitable adjustment of the X-ray energies. For example, elements such as arsenic, mercury, cadmium and other heavy metals can be detected using an excitation source.

Die Röntgenstrahlung, die erzeugt werden kann, ist stark vorwärts gebündelt, engbandig, monochromatisch, für Scananwendungen geeignet und polarisiert. Alle Standardanwendungen der Röntgendiagnostik, wie z.B. im Thoraxbereich, in der Mammographie, Pädiatrie etc. können gemacht werden. In der Angiographie ist besonders die Anwendbarkeit der K-Kanten-Subtraktionsangiographie bedeutsam. In der Krebsforschung können bestimmte Elemente wie z.B. Jod, die sich bevorzugt bei bestimmten Krebszellen anlagern, durch die gezielte Einstellbarkeit der Photonenenergie selektiv bestrahlt werden.The X-rays that can be generated are highly forward-focused, narrow-band, monochromatic, suitable for scanning applications, and polarized. All standard applications of X-ray diagnostics, e.g. in the thoracic area, in mammography, pediatrics etc. can be done. The applicability of K-edge subtraction angiography is particularly important in angiography. In cancer research, certain elements such as Iodine, which preferentially accumulates in certain cancer cells, can be selectively irradiated through the targeted adjustability of the photon energy.

Computertomographische Systeme erzeugen bekanntlich in der Medizin oder der industriellen zerstörungsfreien Prüfung ein Bild der dreidimensionalen Elektronendichteverteilung. Diese Systeme benötigen die Transmission von Röntgenstrahlen aus verschiedenen Winkeln durch das Untersuchungsobjekt. Wenn dies durch Rotation der Röntgenröhre um das Untersuchungsobjekt realisiert wird, ergeben sich längere Zeiten pro Scan. Mittels der Erfindung können im Untersuchungsobjekt die compton-gestreuten Röntgenstrahlen nach Anregung mit Scanstrahlen bestimmter eingesteller monochromatischer Energien ausgemessen werden. Damit ist es möglich, die dreidimensionale Verteilung der Elektronendichte im Untersuchungsobjekt ohne Bewegung des Patienten oder der Strahlungsquelle zu rekonstruieren. Die Benutzung verschiedener Energien erlaubt zudem noch eine auf die verschiedenen Körpergewebe abgestimmte Bildgebung, wie dies aus der Standardradiographie bekannt ist.Computed tomography systems are known to produce a picture of the three-dimensional electron density distribution in medicine or industrial non-destructive testing. These systems require the transmission of X-rays from different angles through the examination object. If this is realized by rotating the X-ray tube around the examination object, there are longer times per scan. By means of the invention, the Compton-scattered X-rays can be measured in the examination object after excitation with scan beams of certain set monochromatic energies. This makes it possible to reconstruct the three-dimensional distribution of the electron density in the examination object without moving the patient or the radiation source. The use of different energies also allows imaging tailored to the different body tissues, as is known from standard radiography.

Eine Anlage zur Erzeugung quasimonochromatischer Röntgenstrahlung variabler Energie kann z.B. folgendermaßen arbeiten: Mit Elektronen im Energiebereich zwischen 10 MeV und 60 MeV, die durch einen 18 µm dicken Diamantkristall im (110)-Mode channeln, lassen sich quasimonochromatische Photonen zwischen 20 keV und 130 keV erzeugen. Bei einem mittleren Elektronenstrom von I = 20 µA und einer Strahldiverenz von 0,5 mrad FWHM am Kristall würde sich die Photonenrate zwischen 1 bis 3 × 10¹⁰ Quanten/s bewegen (siehe Tabelle 3). Die Strahlung ist stark vorwärts gebündelt unter dem Raumwinkel $\text{Δ Ω = π / γ²}$

.A system for generating quasi-monochromatic X-rays of variable energy can work as follows: With electrons in the energy range between 10 MeV and 60 MeV, which channel through an 18 µm thick diamond crystal in (110) mode, quasi-monochromatic photons between 20 keV and 130 keV can be generated . With an average electron current of I = 20 µA and a beam difference of 0.5 mrad FWHM at the crystal, the photon rate would be move between 1 to 3 × 10¹⁰ quanta / s (see table 3). The radiation is strongly bundled forward under the solid angle $\text{Δ Ω = π / γ²}$

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Mit Si-Kristallen sind mittlere Elektronenströme von mindestens 100 µA einsetzbar, ohne daß der Kristall infolge der thermisch bedingten Gitterfehlstellenbildung unbrauchbar wird und das Strahlenspektrum zeitlich unstabil wird. Bei Verwendung von Wolframkristallen sind noch weit höhere Stromstärken anwendbar. Bei heute realisierbarem Strahlführungssystem der hier in Frage kommenden Elektronenbeschleuniger sind Strahldivergenzen mit 0,2 mrad FWHM erzielbar. Diese würden die Photonenflüsse von Tabelle 4 um 1 bis2 Größenordnungen vergrößern.

With Si crystals, mean electron currents of at least 100 µA can be used without the crystal becoming unusable due to the thermally induced lattice defect formation and the radiation spectrum becoming unstable over time. When using tungsten crystals, even higher currents can be used. With the beam guidance system of the electron accelerators in question that can be implemented today, beam divergences with 0.2 mrad FWHM can be achieved. These would increase the photon fluxes in Table 4 by 1 to 2 orders of magnitude.

Angiographische Anwendungen, die mit Hilfe der Zweispektrensubtraktion, die Koronarien oder Blutgefäße allein mit Hilfe einer peripheren Kontrastmittelinjektion darstellen sollen, wären ein wesentlicher Fortschritt, da sie eine Vereinfachung der Untersuchung (Risikominderung durch Wegfall der Katheterführungsprozedur) darstellen. Eine Erhöhung des Patientendurchsatzes wäre zudem die Folge. Wie im US-Patent 4 432 370 beschrieben, wird dort ein K-Kanten-Subtraktionsverfahren vorgeschlagen, das die dazu erforderliche monochromatische Röntgenstrahlung mit Hilfe einer Synchrotronstrahlungsquelle und einer nachfolgenden Kristalldoppelmonochromatoranordnung verfügbar macht. Diese Synchrotronstrahlungsquelle ist durch die technisch weit einfachere und billigere Channelingstrahlungsquelle ersetzbar, die durch Wahl der Elektronenenergien so abgestimmt sein muß, daß die dem Kontrastmittel angepaßten Strahlenenergien eingestellt werden können. Durch Wahl eines BN- bzw. BeO-Kristalls lassen sich die beiden Röntgenlinien oberhalb bzw. unterhalb 3 keV (Kontrastmittel Jod) gleichzeitig erzeugen. Damit entfällt das beim Synchrotron notwendige und Zeit kostende Verfahren der Energievariation. Für die Darstellbarkeit dünnerer Gefäße mit etwa 0,5 mm φ benötigt man einen Photonenfluß von etwa 10 Quanten/cm²s in der monochromatischen Linie bei 31 keV. Dieser Wert ergibt sich aus der geforderten Bilddosis von etwa 200 µR für Lumendarstellung mit 0,5 mm φ bei einem Signal zu Rauschverhältnis von mehr als 100. Da das Subtraktionsbild innerhalb eines Herzzyklus erstellt werden soll, darf die Belichtungszeit ca. höchstens 15 ms betragen.Angiographic applications, which are supposed to represent the coronary arteries or blood vessels by means of peripheral contrast agent injection with the aid of the two-spectra subtraction, would be a significant advance, since they represent a simplification of the examination (risk reduction due to elimination of the catheter guidance procedure). This would also result in an increase in patient throughput. As described in US Pat. No. 4,432,370, a K-edge subtraction method is proposed there which makes the monochromatic X-ray radiation required for this available with the aid of a synchrotron radiation source and a subsequent crystal double monochromator arrangement. This synchrotron radiation source can be replaced by the technically far simpler and cheaper channeling radiation source, which must be matched by the choice of the electron energies in such a way that the radiation energies matched to the contrast medium can be adjusted. By choosing a BN or BeO crystal, the two X-ray lines above and below 3 keV (contrast medium iodine) can be generated simultaneously. This eliminates the time-consuming process of energy variation necessary for the synchrotron. For the representation of thinner vessels with about 0.5 mm φ, a photon flux of about 10 quanta / cm²s is required in the monochromatic line at 31 keV. This value results from the required image dose of approximately 200 µR for lumen display with 0.5 mm φ with a signal to noise ratio of more than 100. Since the subtraction image is to be created within one cardiac cycle, the exposure time may not be more than about 15 ms.

Mit einer Channelingsstrahlungsquelle und einem Wolframkristall läßt sich bei einer 30 keV Röntgenlinie ein Photonenfluß von 10¹¹ Quanten/cm²s erzeugen, wenn die Elektronenenergie etwa γ = 30 und der mittlere Strom 100 µA betragen. Dieser Photonenfluß liegt in der gewünschten Größenordnung. Bei einem Kristall-Detektorabstand von 2 m wird durch die Strahlung eine Teilfläche von Δ F = 130 cm² ausgeleuchtet. Dies ist noch zu klein, um das gesamte Koronariensystem zufriedenstellend darzustellen. Durch flächenhaftes Scannen kann jedoch der gewünschte, größere diagnostisch relevante Bereich erfaßt werden.With a channeling radiation source and a tungsten crystal, a photon flux of 10 11 quanta / cm 2 s can be generated on a 30 keV X-ray line if the electron energy is approximately γ = 30 and the average current is 100 μA. This flow of photons is of the desired order. At a crystal detector distance of 2 m, the radiation illuminates a partial area of Δ F = 130 cm². This is still too small to represent the entire coronary system satisfactorily. The desired, larger diagnostically relevant area can, however, be detected by extensive scanning.

Claims (3)

1. An image-reproducing x-ray apparatus for medical diagnostic purposes having an x-ray source, in which a crystal (4) is present for channelling electrons or positrons of defined energy, wherein the radiation of photons occurs based on the effect of periodically accelerated charged particles emitting electromagnetic radiation, and wherein the emitted photons are matched to x-ray energies of a desired magnitude by adjustment of electron or positron incident beam energy.
2. An x-ray source according to claim 1, characterised in that for generating an electron or positron current of the desired energy, a unit with an accelerator (2) is present, in which the electrons or positrons circulate in a closed cycle, into which the channelling crystal is introduced.
3. An x-ray source according to claim 1 or 2, characterised in that the incident beam energy is adjusted such that x-rays are generated in the energy region between 0.5 keV and 250 keV.

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