JP2004006294A - X-ray tube and target of high quantum energy efficiency - Google Patents

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a transmission X-ray tube with high efficiency and high excitation energy and a transmission X-ray tube with high efficiency and low energy. <P>SOLUTION: This is an end aperture X-ray tube provided with an end aperture positive electrode having a target 15 of at least one thin foil or a target of thin foil vapor-deposited on a substantially transparent substrate material to the X-ray, a negative electrode 19 to discharge an electron beam to generate X-ray beams exiting from a housing through the end aperture 14 by colliding with one point of the positive electrode, and a power source connected to the negative electrode to generate an electron beam energy selected in order to generate the X-ray beams of bright energy selected in advance, and the electron beam energy is twice or more as much as the k-α energy of an output X-ray selected in advance, and is up to 20 times as high as the k-α energy of the output X-ray selected in advance, and the thickness of the foil is selected between 2 μm and 50 μm in order to become a bright generation source of the X-ray. <P>COPYRIGHT: (C)2004,JPO

Description

【０００１】
【発明の属する技術分野】
本発明は、透過型Ｘ線管用ターゲット、高効率で高励起エネルギーの透過型Ｘ線管、高効率で低エネルギーの透過型Ｘ線管、ターゲットと高効率の透過型Ｘ線管との組み合わせ、及びこのようなＸ線管を使用する用途に関する。
【０００２】
【従来の技術】
Ｘ線管においては、金属ターゲットへ電子ビームを入射し、入射電子が金属ターゲットによって停止される際にＸ線フラックスが発生する。固体ターゲットの場合には、典型的に、Ｘ線フラックスは電子ビームの方向から約９０°の角度で放出されるが、透過型ターゲットの場合には、電子ビームの方向に沿って放出される。透過型ターゲットの場合、ターゲットの設計仕様に応じて、Ｘ線フラックスは、エネルギーがターゲット素子の特性を示すライン放射か、又はエネルギーが広いエネルギースペクトルに亘って広がる制動放射フラックスのどちらかが支配的になる。
【０００３】
最新のＸ線管の設計において、所定の出力Ｘ線フラックスを発生させるための電気エネルギー量は非常に大きく、ターゲット材料が加熱されるので、回転式ターゲット、ターゲットの液体冷却、又はターゲットのヒートパイプ冷却といったターゲットの冷却を考慮する必要がある。
【０００４】
現在入手できるＸ線管から発生されるＸ線のエネルギースペクトルは、制動放射が支配的であり、ターゲットに衝突する電子ビームのエネルギーを変えることにより、Ｘ線のエネルギースペクトルを変えることができる。電子ビームのエネルギーが高くなると、ピークの制動放射のフラックスばかりでなく、連続的な制動放射のＸ線エネルギースペクトルは、より高いエネルギー出力へシフトする。
【０００５】
造影Ｘ線管はこの特徴を利用してＸ線に対してより不透明な物体又は身体部分を透過するように、高エネルギーＸ線を供給するようになっている。例えば、医療用造影Ｘ線管では、***撮影のためには約２３〜２８ｋＶ、歯科用途及び整形外科用途造影のためには約６０ｋＶ、胸部造影のためには約１３０ｋＶ、及び腹部とＧＩＸ線のためには約８０〜８５ｋＶの電子ビームエネルギーを使用している。制動放射スペクトルの低エネルギー部分は望ましくないＸ線を作り出すが、患者への有害な残留放射線量を低減するためにフィルタで除去する必要がある。それでも、蛍光透視、コンピュータ断層撮影、断層撮影、及び***撮影といった用途には、Ｘ線放射線量が多すぎるという重大な問題がある。フィルタは、有害なＸ線を低減するが、それにより造影に必要な高エネルギーＸ線が犠牲になり、Ｘ線の強度も低下してしまう。さらに、病巣のスポットを生成するＸ線からある距離に配置されたフィルタは、“フィルタのぼやけ（ｆｉｌｔｅｒ　ｂｌｕｒ）”（輪郭のボケ）として知られている二次蛍光放射を通して更に品質の低下を生じる。
【０００６】
現行のＸ線管ターゲットには高い熱負荷がかかるので、深刻なターゲットの過熱を考慮せずにターゲット上の電子ビーム衝突点を小さくすることはできない。従って、電子ビームの衝突点のサイズは大きくなり、その結果として得られる影像の解像度は低下する。実質的に予め選択された特性エネルギーをもつＸ線を発生させる非常に薄い金属箔を有する高効率の端窓形Ｘ線管が知られているが、このＸ線管の出力効率は、その潜在能力には達していない。
【０００７】
特性Ｘ線を発生する高効率な端窓形Ｘ線管に単一のターゲット材料を使用すると、造影用の制動放射管に対して従来から行われていたようなＸ線のエネルギー変動を与えることができない。電子ビームのエネルギーが高くなると総Ｘ線フラックスは増えるが、Ｘ線管の出力スペクトルと、結果として生じるＸ線光子エネルギー分布とは実質的に同じになる。従って、単一の高効率ターゲット材料を使用して、密度及び吸収作用が異なる物体の影像を得るために必要な、いろいろなＸ線エネルギーを得ることができない。
【０００８】
１９９１年８月２７日に発行されたＷａｎｇの米国特許第５，０４４、００１号には、ベリリウム等の基板上に銀等の薄い金属被膜を含むターゲットを有する透過型Ｘ線管が説明されており、その開示内容は、引用によって本明細書に組み込まれる。１９９７年５月６日に発行されたＷａｎｇの米国特許第５，６２７、８７１号には、ベリリウム等の基板上に薄い金属被膜を含むターゲットを有する透過型Ｘ線管が説明されており、その開示内容は、引用によって本明細書に組み込まれる。この特許において、高効率な透過管は、電子ビームのピークエネルギーがターゲット材料のＫ−吸収限界の約１．５倍に、ターゲットの厚さが約０．１から２ミクロンになるように設計されている。Ｗａｎｇのこれら２つの特許には、高いＸ線フラックス密度の単色又は特性Ｘ線が発生することが開示されている。しかし、これらの単色Ｘ線は多くの用途において重要な利点をもたらすが、出力Ｘ線フラックスの量が制限され、このＸ線管を広範な用途に使用することを依然として制限している。
【０００９】
Ｈｅｒｓｈｙｎの米国特許第４，８７０，６７１号には、マルチターゲット型Ｘ線管が説明されており、その開示内容は、引用によって本明細書に組み込まれている。マルチターゲット型Ｘ線管に関するこの特許において、複数の電子ビームが別のターゲット材料を励起するのに使用される。この特許の他の形態によるマルチターゲット型Ｘ線管は、各々のターゲット材料毎に異なる方向へ向けられたＸ線放射面を有しており、発生したＸ線は個々に平行にされる。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】
従って、所定の電気エネルギー消費量に対する増大されたＸ線フラックスの発生及びその結果生じるターゲットの発熱を高効率な透過型Ｘ線管と、不要な放射量を低減して最適な造影に必要な出力エネルギーに集束する予め選択された特性エネルギーのＸ線と、単一のＸ線管から異なる制動放射と予め選択されたＫラインエネルギーと単一電子ビームの組合せを発生させる複数のＸ線ターゲットと、制動放射のピーク出力が衝突電子エネルギーの増加に伴って増加しない制動放射を発生する方法と、解像度の高い影像を得るための小さな電子ビーム衝突点サイズと、低価格で軽量なＸ線発生装置と、予め選択された特性エネルギーをもつＸ線の使用を必要としない用途のための非常に明るい高効率の制動放射Ｘ線とを提供する必要がある。
【００１１】
【課題を解決するための手段】
本発明によれば、Ｘ線に対して透明であり実質的に平らな基板の個別の領域上に、薄い箔で作られた複数のターゲット材料を有する透過型Ｘ線管用ターゲットが提供される。単一の電子ビームは、異なるターゲット材料または異なる厚さの同じ箔に衝突して、少なくとも部分的に箔の特性によって、少なくとも部分的に箔の厚さによって、及び少なくとも部分的に衝突する電子ビームのエネルギー及び焦点サイズによって、決定される、異なるエネルギー及び特性をもつＸ線を発生する。また、ターゲットは、一方を他方の上に順次積層されているか、またはＸ線に対して実質的に透明な基板上に順次積層されている少なくとも２つの異なる箔を備える。電子ビームは、電子ビームに最も近いターゲット箔に衝突して、少なくとも部分的にターゲット材料によって、及び少なくとも部分的に衝突する電子ビームのエネルギー及び焦点サイズによって決定されるＸ線を発生する。低い電子ビームエネルギーでは、箔の１つだけから特性Ｘ線が発生し、高い電子ビームエネルギーでは、全ての箔層から特性Ｘ線が発生し得る。
【００１２】
また、本発明は、真空ハウジングと；該ハウジング内に配置され、少なくとも１つの薄い箔のターゲットまたはＸ線に対して実質的に透明な基板材料上に蒸着された薄い箔のターゲットを有する端窓陽極と；ハウジング内に配置され、該ハウジング内のビーム経路に沿って進み、前記陽極の一点に衝突して端窓を通ってハウジングを出るＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極と；明るい予め選択されたエネルギーのＸ線ビームを発生させるために、選択された電子ビームエネルギーを発生する前記陰極に接続されている電源とを備える端窓Ｘ線管であって、電子ビームエネルギーは、出力Ｘ線の予め選択されたｋ−αエネルギーより２倍（１００％）以上、且つ出力Ｘ線の予め選択されたｋ−αエネルギーの２０倍程度まで高く、そして箔の厚さは、２μｍから５０μｍの間の、Ｘ線の明るい発生源となるように選択されている。Ｘ線ビームは、端窓ターゲット表面の上、上方、又は下方に随意的に集束できる。
【００１３】
また、本発明は、真空ハウジングと；該ハウジング内に配置され、少なくとも１つの薄い箔、またはＸ線に対して実質的に透明な基板上に堆積された少なくとも１つの薄い箔のターゲットから成る端窓陽極と；ハウジング内に配置され、該ハウジング内のビーム経路に沿って進み、前記陽極の一点に衝突して端窓を通ってハウジングを出るＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極と；ターゲット箔のＸ線特性の明るい制動放射を発生させるために、選択された電子ビームエネルギーを与える前記陰極に接続された電源を有し、ターゲット箔の厚さは、ターゲットに衝突する電子の透過深度の２倍以下であり、ターゲット箔の厚さは、発生された制動輻射のＸ線の明るいソースを生成するために、好ましくは、２μｍ〜５０μｍの間に選択される端窓Ｘ線管である。
【００１４】
また、本発明は、真空ハウジングと；該ハウジング内に配置され、自立できる箔またはＸ線に実質的に透明な基板上に堆積された箔のいずれか一方の薄い箔からなる端窓陽極と；ハウジング内に配置され、該ハウジング内のビーム経路に沿って進み、前記陽極の一点に衝突して端窓を通ってハウジングを出るＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極と；明るい予め選択されたエネルギーのＸ線ビームを発生させるために、必要なスレッショルドエネルギー以下のエネルギーの電子ビームエネルギーを発生する前記陰極に接続されている電源と；Ｘ線の明るい発生源となるように選択され、好ましくは、２μｍ〜２５μｍの箔の厚さを備える端窓Ｘ線管である。Ｘ線ビームは、端窓ターゲット表面の上、上方、又は下方に随意的に集束できる。基板は、ベリリウム、アルミニウム、またはそれらの合金から選択的に作られる。
【００１５】
前述のターゲット及び端窓Ｘ線管において、電子ビームのターゲットへの衝突点は、随意的に移動させることができ、衝突位置を変更できる。
【００１６】
更に、Ｘ線撮影、Ｘ線透視、断層撮影、コンピュータ断層撮影、及び影像を取得するための複数エネルギーＸ線技術を利用した、一般的な医療用Ｘ線造影、***造影、血管造影、心臓血管造影、骨密度測定、歯科用造影、電子回路基板造影、放射線療法、及び集積回路造影に使用されるＸ線を発生する端窓Ｘ線管が提供される。端窓Ｘ線管は、Ｃアーム型及び携帯型Ｘ線装置に組み込むために提供される。端窓Ｘ線管は、集積回路や回路基板の検査、荷物や輸送コンテナを含む物体の非破壊検査（ＮＤＴ）、及び非破壊検査に用いる一般的なＸ線透視に使用するために提供される。さらに，生物学上のサンプルを死滅したり、改変したりすることによって病気を治療するのに有用な端窓Ｘ線管が提供される。
【００１７】
【発明の実施の形態】
本発明の１つの実施形態において、Ｘ線ターゲットは、Ｘ線に対して実質的に透明であり実質的に平らな基板の個別の領域上に被覆された電気的に導電性の材料の複数の薄い箔を有する。このような箔は、通常金属または金属合金から作られるけれども、本発明によるＸ線を発生することができる素子には導電性ポリマーもある。導電性ポリマーの例として、ポリアセチレンまたはメラミン、ポリアニレン及びポリ−ｏ−アニシディン（ｐｏｌｙ−ｏ−ａｎｉｓｉｄｉｎｅ）を挙げることができるが、これらに限定されない。
【００１８】
本発明によるＸ線を発生するために、ある形状の基板に堆積されることができる全ての素子を用いることができる。これらの堆積は、アルミニウムまたはベリリウム基板上にスパッタリングによって堆積されたホウ素の縮退したｐ型ドーピング、または砒素、アンチモンまたはリンのｎ型ドーピングを有するシリコンを含むが、これに限定されない。電子ビームが種々の箔のターゲットに衝突する点の位置を切り換えて異なるエネルギーのＸ線フラックスの選択的な放出を得るために、透過型Ｘ線管にターゲットを使用できる。単一のエネルギースペクトルが望まれる場合、又は異なるＸ線エネルギースペクトルでもって同一物体の複数の影像を作り出すために電子ビームが１つの位置から別の位置へ連続的に移動できる場合には、Ｘ線管への電力供給に先立って、電子ビームが衝突する箔を選択することができる。
【００１９】
図１は、単一のターゲット上に堆積又は蒸着された４つの異なる箔を有する円形ターゲットの平面図を示す。ターゲット材料は、典型的には領域１で示すように、単一の箔を４等分した同一の幾何学形状で例示されているが、電子ビームスポットを集束するのに十分な大きさの任意のサイズの幾何学形状、及び任意の数の異なる箔を使用できる。各々の箔の厚さ及び各々の箔内の厚さの変動値は、用途に応じて変わり得る。箔を堆積するための１つの方法は、マスクを用いて、他の領域を堆積から保護しながら、当業者には公知の任意の技術を用いて、ターゲット材料が堆積される基板の各々の領域を露出させる方法である。各々の箔は同様の方法で堆積できる。
【００２０】
箔の厚さは、箔の材料、電子ビームの衝突エネルギー、Ｘ線管の寿命、箔による出力フラックスの自己フィルタリング、及び、ライン放射、制動放射、又はそれらの組み合わせといった所望のＸ線放射の形式に応じて様々である。図１０は、金及びタングステンのターゲット中に電子が透過する深度を、電子ビームエネルギーの関数として示す。ターゲットの厚さを選択することによって、制動放射及び特性Ｘ線生成の混合比を調節できる。
【００２１】
エネルギーＥの電子が本発明の単一箔のターゲット、またはマルチ箔のターゲットの１つへ入ると、ターゲットへの電子の透過深度は、以下の公知の公式によって与えられる。
Ｒ＝４１２０×Ｅ（１．２６５−０．０９５４ｌｎＥ）／ρ
ここで、Ｒは透過深度（μｍ）である。Ｅは一次電子のエネルギー（ＭｅＶ）である。そして、ρはターゲットの立方センチメートル当たりの吸収密度（グラム）である。この公式は、１０ｋｅＶ〜３ＭｅＶの電子エネルギーに対して当てはまる。
【００２２】
本発明の目的のために、薄い箔のターゲットの厚さが電子の透過深度の２倍以下であるときを定義することによって、Ｘ線管は主に制動放射を発生する。
【００２３】
図６を参照すると、高いエネルギーの電子が、“制動輻射Ｘ線発生領域”と呼ばれる領域においてターゲットに入る。この領域は、“特性Ｘ線発生領域”と呼ばれる“制動輻射Ｘ線発生領域”に続く領域より薄い場合、図９に示されるプロセスによって入射源制動放射Ｘ線を特性Ｘ線に変化するために利用できる充分なターゲット材料がある。もし、特性Ｘ線を発生する領域が制動放射Ｘ線を発生する領域より薄いならば、特性Ｘ線の発生は不充分であり、Ｘ線管の出力は上記の定義によって主に制動放射になると考えられる。
【００２４】
図１０は、電子ビームのエネルギーの関数としてプロットしたニッケル、タングステン及び金の透過深度を示している。図１６は、電子ビームに対して加速エネルギーを与えるいろいろな管電圧に対する出力エネルギーのスペクトラムを示す。ターゲット厚は２５μｍである。管電圧が８０ｋＶを越えると、ニッケルターゲットにおける電子の透過深度は約１２．５μｍ、即ちターゲット厚の１／２である。定義によって、約８０ｋＶ以上のこのターゲット構成からのＸ線出力は、主に制動輻射である。図１６Ｄ〜図１６Ｈは、ターゲットからの特性Ｋライン出力において非常に僅かな増加があるが、全放射は、５０μアンペアの同じ管電流を用いて、８０ｋＶの管電圧において３７１ｍＲａｄ／ｍｉｎから１１０ｋＶの管電圧において７０３ｍＲａｄ／ｍｉｎまで増加することを示している。この放射の増加は、スペクトラムの制動放射部分の増加となっている。
【００２５】
１５０ｋＶの電子エネルギーに対して、金またはタングステンターゲットのいずれかへの電子の透過深度はほぼ１０μｍである。したがって、２０μｍより薄いターゲットおよび１５０ｋＶの加速電圧に対して、主に制動放射が発生する。この制動放射の例は図１４Ｂに示されている。１００ｋＶの電子の透過深度は、５μｍより大きい。単一箔のターゲットは、電子の透過深度の２倍以下である僅か５μｍのターゲット厚を有しており、従って、放射は主に制動放射である。
【００２６】
多くの用途に対して、Ｋライン放射の高い割合を有するＸ線は、制動放射が望まれる。
【００２７】
図４、図５、図１６Ａ〜Ｄ、図１７及び図１８は、ターゲット材料、箔の厚さ、管電圧及びその結果生じる５つのＸ線管からのＸ線エネルギーの例を示し、これらのターゲットは、予め選択された特性Ｋライン放射を与えるために選択されている。この種のＫライン放射は、以下に説明されるように多くの用途において有用である。
【００２８】
Ｌライン放射がＫライン放射より有用である場合、多くの用途がある。例えば、Ｘ線リソグラフ及び医学的治療への応用を含むがこれに限らない用途のために臭素原子を励起してオージェ電子（Ａｕｇｅｒ　ｅｌｅｃｔｒｏｎ）を発生するために、最大数のオージェ電子は、励起エネルギーが臭素のＫ吸収（１３．４７５ｋｅＶ）より僅かに大きいときに発生される。ウラニウムのＬ−α^１ラインは、１３．６１３で、臭素のＫ吸収の僅かに上であり、臭素からオージェ電子を発生させるためにＸ線の高効率源を提供する。臭素からオージェ電子をリリースする場合、同じ効率を有するＫライン放射を発生する実用的なターゲット材料がないので、ターゲット箔に対してウラニウムを使用することは非常に有利である。
【００２９】
ターゲット材料の予め選択されたエネルギー特性のＸ線を発生するために必要なスレッショルドエネルギーは、上述の機器で測定される最も強い制動放射のフラックスの強さの２倍であるｋ−αフラックス密度を発生する電子ビームエネルギーとしてここで定義される。定義によって、衝突する電子のエネルギーがスレッショルド以下であると、その結果生じるＸ線放射は、主に制動放射である。
【００３０】
図１５を参照すると、固体の銀ターゲットｋ−α特性ラインに対する計数の相対的フラックスは、２２．１６２ｋｅＶの銀のｋ−αエネルギーにおいて３９００を数える。最も強い制動放射のエネルギーは、ほぼ１２ｋｅＶにおいて生じ、それは約１９００カウントの相対的フラックス密度を有する。このデータは３５ｋＶの電子加速電圧に対して得られた。したがって、このターゲット構成に対する予め選択されたエネルギーのＸ線を発生するスレッショルドエネルギーは、３５ｋＶより僅かに小さい。
【００３１】
図１４Ｃと図１４Ｄを参照すると、２５μ厚の単一のタングステンターゲットからＸ線を得るために用いられる加速エネルギーは、このターゲット構成に対するスレッショルドエネルギーより明らかに小さく、その結果生じる放射は主に制動放射である。図１４Ｄと図１４Ｂを比較すると、図１４Ｄの２５μｍの厚いターゲットは、５μｍの薄いターゲットに見られるＬラインや他の低いエネルギーのＸ線を自己フィルターリングしており、従って、厚いターゲットから出力されるフラックス密度は、薄いターゲットからのフラックス密度よりも少ないけれども、低いエネルギーのＸ線が必要でない用途においては有用である。本発明によるフィルタリングは、ターゲットの厚さによってなされる。
【００３２】
従って、本発明は、従来のフィルターを必要とせず、従来Ｘ線を発生するターゲット上のスポットからある距離に配置されたフィルターからの二次電子によって引き起こされる“フィルターのぼやけ”を除去することができる。これは、低いエネルギーのＸ線放射が動物や人間の組織に損傷を引き起こす医療上の撮像、及び高レベルの低いエネルギー放射がディジタルセンサの飽和を引き起こすＮＤＴ（これに限定されるものではないが）に用いられた場合、本発明の大きな利点である。
【００３３】
箔の厚さが薄すぎる場合には、ターゲットは、電子が最初にターゲットに入ると、発生する低いエネルギーのＸ線は箔の連続する厚さによって吸収されるときに得られる自己フィルタリングを備えないであろう。従って、ターゲットの厚さは、種々のファクターの中で、必要な全Ｘ線フラックス、使用する電子ビームエネルギー、低エネルギーＸ線の箔による自己フィルタリング、所望の特性Ｘ線放射に対する制動放射の割合、及びＸ線管の寿命を考慮して選択される。例えば、５０ｋＶｐの電子ビームエネルギーにおいて、金及びタングステン内への電子透過深度は約２．５μｍであり、２５０ｋＶｐでは約３０μｍである。ターゲット箔の厚さは５０μｍ以上から約０．２５μｍ又はそれ以下の範囲にある。
【００３４】
実質的に特性ＫラインのＸ線をもたらすのに必要な厚さは、材料及び電子ビームエネルギーによって様々である。例えば、図４Ｂ、図４Ｃ及び図４Ｄに示されるように、実質的に特性ＫラインのＸ線は、４０ｋＶより大きい電子ビームエネルギーで厚さ２５μｍの薄いモリブデン（１７．４７８のｋ−α）箔を使用することによって得られる。図１８は、２．１μｍ厚のモリブデンターゲットから発生されたフラックスを示す。低いＸ線管電圧で、２．１μｍ厚のターゲットに対するフラックス密度は、２５μｍ厚のターゲットに対するよりもかなり高い。Ｘ線管の輝度は、選ばれた管電圧における光子エネルギーに対して、厚さ１０μｍの箔は厚さ２５μｍの箔よりも約３５％明るい。
【００３５】
本発明の１つの実施の形態において、ターゲット材料、電子ビームの加速エネルギー及びターゲットの厚さは、図１に示されるように、マルチターゲット材料の少なくとも１つに対して選択され、電圧は、ターゲット箔の予め選択されたＫラインエネルギーのＸ線を発生するのに必要なスレッショルド以下であるが制動放射の広いスペクトラムを発生する。他の実施の形態では、多数の個別の領域の少なくとも２つは同じ材料であるが、異なる厚さで作られている箔を含む。
【００３６】
さらに他の実施の形態において、マルチターゲット領域の少なくとも１つに対して、加速電子電圧は、ターゲット箔の厚さがターゲットに衝突する電子の透過深度の２倍以下であるように選ばれ、主に制動放射を発生する。同様に、単一のターゲットのみが本発明のＸ線管と共に用いられると、上述した制動放射の出力を得ることができる。
【００３７】
本発明のターゲット構造を使用する透過型Ｘ線管の用途には、これに限定されるものではないが、マルチターゲット材料またはターゲット厚を有する１本のＸ線管を使用して、実質的に特性ラインのＸ線または人体又は動物の多くの異なる部分の実質的に特性ラインのＸ線または実質的に制動放射との組合わせによる医療用影像を提供するものを挙げることができるが、現在のところ異なる特有の造影プロトコルのため種々のＸ線管が必要である。
【００３８】
他の用途としては、実質的に同じエネルギースペクトラム、一般的には実質的に制動放射を有する小さな効率のＸ線管を同じ管電流に対する現在の管より非常に多くの出力フラックスを生成することができる管で置き換えることができる。
【００３９】
他の用途としては、医療用造影及び非破壊検査のためのデュアルエネルギー造影を挙げることができる。実質的に１つ又はそれ以上の制動放射Ｘ線発生管から出力される２つの異なるエネルギーによって行われるデュアルエネルギー造影は、臨界吸収エネルギーにおけるＸ線光子の不足に陥り、両方の電子ビームエネルギーから出力されるＸ線エネルギーの明瞭なエネルギー分離が悪くなる。
【００４０】
本発明のターゲットを使用した透過型Ｘ線管は、臨界吸収エネルギーで集束されたエネルギーを提供し、非常に明瞭なエネルギー分離を有する実質的に特性Ｘ線エネルギーを提供する。本発明によれば、２つ以上のＸ線エネルギーを使用することが可能であり、任意の方法で影像を加減して改善された影像を作り出すことが可能である。例えば、これらに限定されるものではないが、***造影において潜在的ガン病巣の影像から不要な脂肪組織の影像を差し引くこと、胸部Ｘ線影像から骨格影像を除去すること、標準的な二光子吸収法を用いる骨密度測定、サブトラクション血管造影、及び非破壊検査及び医療用造影において当業者には公知の他の多くのデュアルエネルギー造影の用途を挙げることができる。この形式のターゲットは、電子回路基板及び集積回路の非破壊検査のための複式エネルギー造影において特に有用である。
【００４１】
***造影の用途において、図１に示すような基板上に蒸着された２枚以上の薄い箔を組み合わせたものを使用することができ、使用可能な箔としては、Ｍｏ、Ｙ、Ｒｈ、及びＡｇを挙げることができる。これらの箔の各々は、異なる密度の胸部を撮影するのに使用できる。胸部密度の各々のカテゴリに対する適切なターゲット材料に電子ビームを衝突させることができる。
【００４２】
別の用途としては、医療用造影に関する一般的なＸ線撮影用途がある。例えば、医療撮像用Ｘ線管は、***撮影用には約２３〜２８ｋＶ、歯科用または成形外科用には６０ｋＶ、胸部造影には約１３０ｋＶ、及び腹部とＧＩＸ線には約８０〜８５ｋＶの電子ビームを使用する。電子ビームエネルギーが高くなると、制動放射スペクトルは大きく変化する。図３は、加速電圧が５ｋＶから２５ｋＶまで増加すると、出力Ｘ線フラックスがどのように変化するかを示している。図４は、電子ビームエネルギーを３０、４０、５０、及び６０ｋＶとした場合の厚さ２５μｍのモリブデンターゲットの出力を示す。このターゲットは、基板を用いることなく薄いモリブデン箔のみを用いて作られる。出力Ｘ線のエネルギースペクトルは、電子ビームエネルギーが２倍になってもそれ程は変化しない。
【００４３】
図５、図６、図１７及び図１８は、Ｘ線スペクトラムのピークエネルギーが増加する電圧によってシフトしないＸ線スペクトラムの他の例である。多数の異なる箔を備えている単一のターゲットを使用することによって、実質的に単色のＸ線を発生させることができる。この単色Ｘ線は、相当明るく、小さな点サイズに集束させて高解像度の医療用影像を提供でき、低Ｘ線エネルギーでのＸ線フラックスが大幅に低減されているので患者への放射線量を減らすことができ、単一のＸ線管を多数の異なる医療用造影用途に使用することが可能になる。
【００４４】
一般のＸ線撮影用の低価格で高解像度のＸ線管を提供することに加えて、かかるＸ線管は、一般のＸ線撮影用Ｘ線管に特別な機能を付加できる。特別な機能としては、これらに限定されるものではないが、***造影、血管造影、及び「デュアルエネルギー」胸部、***、及び他の造影用途、及び一般のＸ線撮影用途に用いるのと同じＸ線管を備える用途を挙げることができる。とりわけ、電子回路を含むいろいろな物体の非破壊検査用の撮像について同様の用途が考えられる。
【００４５】
デュアルエネルギー用途に関して説明すると、所望の箔を有するターゲットの１つの領域に集束させた電子ビームを用いて第１の影像を取得し、次に電子ビームを異なる所望の箔を有するターゲットの別の領域に集束させて、第２の影像を取得する。また、第３の影像は、第３の箔を有するターゲットの第３の領域を使用して取得できる。各影像は、部分的に又は全体的に差し引いて必要な特徴は残し、不要な特徴は除去する。本ターゲットを使用した透過型Ｘ線管は、各々の影像内の不適当な光子、各影像の各々を生成する各Ｘ線間のエネルギー分離、及び影像ノイズによって阻害される現行のデュアルエネルギー影像を改善できる。電子ビームがターゲットに衝突する位置を変化させるだけでなく、単一の箔に衝突する電子ビームのエネルギーを変化させるか、又はその箔からのＸ線スペクトルのピークフラックスの出力エネルギーを変化させることなく出力Ｘ線フラックスを高めることによって、各影像の各々の強度を個別に調節できる。
【００４６】
本発明の別の実施形態において、Ｘ線ターゲットは、Ｘ線に対して実質的に透明な基板上に積層された複数の異なる薄い箔を有する。代わりに、陰極から最も遠い箔の厚さは充分であり、強度が充分強くて、大気から管内の真空を保つことができる場合は、基板は必要ない。ターゲットは、電子ビームの衝突エネルギーが変化する透過型Ｘ線管に使用して、実質的に異なる特性ラインエネルギーを有するＸ線を発生するようになっており、これは少なくとも部分的に、ターゲット材料、箔の厚さによって、及び電子ビームの衝突エネルギーによって決まる。
【００４７】
図２はターゲットの側面図を示し、第２の積層材料は非常に薄い箔２であり、基板４の上面に積層されている厚い箔３の上面に積層されている。図示のため、基板が示されている。そして、全ての用途に基板が必要とされない２つの層のみが示されているが、用途に応じて別の層を付加してもよい。電子ビームの衝突エネルギーが全ての箔の特性ラインエネルギーに関する吸収限界よりも低い場合には、線エネルギー放出は起こらない。複数の積層箔の１つのみが特性Ｘ線を発生する電子ビームエネルギーが存在する。同様に、全ての箔層が特性Ｘ線を発生する高エネルギーの電子ビームが存在する。
【００４８】
同じＸ線焦点から、例えばイットリウム（１４．９ｋｅＶのｋ−α）及びモリブデン（１７．４ｋｅＶのｋ−α）の２組以上のライン放出が望まれる場合には、ベリリウム又はアルミニウム基板上の厚さ１０μｍのモリブデン箔上に被覆された厚さ０．４μｍのイットリウム箔は、２０ｋＶの電子ビームエネルギーに対してはイットリウムのｋ−αラインを、６０ｋＶの電子ビームエネルギーに対してはイットリウム及びモリブデンラインの両方を放出できる。イットリウム及びモリブデンの同一の両ｋ−αラインは、電子ビームエネルギーが６０ｋＶの時、同じＸ線焦点から放出できる。
【００４９】
図１３は、Ｘ線フラックス強度を、本発明の積層ターゲットを備えたＸ線管からの出力Ｘ線フラックスエネルギーの関数としてプロットした図である。厚さ２．０μｍのタングステン層がベリリウム基板上に置かれている。厚さ０．５μｍの銀から成る第２の層がタングステン層上に積層されている。電子ビームを７０ｋＶのエネルギーでターゲットに衝突させた場合に発生するＸ線フラックスの強さが、出力Ｘ線エネルギーの関数としてプロットされている。約８．４ｋｅＶに見られるピークは、タングステンの特性Ｌラインを表しており、約２２ｋｅＶに見られるピークは、銀の特性Ｋラインを表している。約１０ｋｅＶよりも小さい衝突電子ビームエネルギーは、特性Ｘ線を全く発生させない。しかし、電子ビームエネルギーが増大するにつれて、タングステンの特性Ｌラインが現れる。エネルギーが約３１ｋｅＶより高くなると、タングステンのＬラインと銀のＫラインの両方が現れる。
【００５０】
Ｘ線影像は、タングステンのＬラインのみを使用して、又はタングステンのＬラインと銀のＫラインの両方を使用して取得できる。従って、この種のターゲットは、銀の高エネルギーＫラインから非常に高いＸ線フラックス流量と、銀のＫラインとタングステンのＬラインとの間でエネルギーの非常に明確な分離とを提供するので、デュアルエネルギー造影に非常に有用である。図示のため、１つの材料のＫ−ラインと他の材料のＬ−ラインが使用されたけれども、両方の材料のＫ−ラインを同様に、効果的に使用することができる。
【００５１】
単一のＸ線管を使用して、異なるエネルギースペクトルを用いて物体の２つの影像を生成し、不要な信号を除去するために一方の影像から他方を差し引く場合には、本発明の積層ターゲットは特に有用である。電子ビームを移動することは必要ないので、両方の撮像が同じ位置のスポットから作られる。幾つかの例を挙げると、***造影法において潜在的ガン病巣の影像から不用な脂肪組織の影像を差し引くこと、胸部Ｘ線影像から骨格影像を除去すること、標準的な二光子吸収法を用いる骨密度測定、デュアルエネルギー血管造影、及び非破壊検査及び医療用造影において当業者には公知の他の多くのデュアルエネルギー造影の用途を挙げることができる。
【００５２】
他の用途としては、Ｘ線造影装置を用いて検査しようとしている特徴部が、検査官にとっては各々が重要である、異なる吸収スペクトルをもつ２つ又はそれ以上の特徴部を含むＸ線造影に関する用途がある。この形式のターゲットは、電子回路板や集積回路の非破壊検査のための複数エネルギー造影において有用である。一般的な放射線撮影において、電子ビーム電圧を調節することによって、同じＸ線管で、これらに限定されるものではないが、整形外科、胸部、ＧＩ、及び頭部造影といった身体の種々の部分の造影が可能になる。随意的に、不要な低エネルギー放射を低減するためのフィルタを使用してもよい。
【００５３】
Ｘ線に対して実質的に透明であり実質的に平らな基板の個別の領域を被覆する、複数の薄い箔を有するターゲットにおける単層の箔は、積層箔と置き換えることができる。積層箔領域は、電子ビームの衝突エネルギーを変化させることで、複数の特性エネルギーをもつＸ線を発生できるが、他の領域は用途に応じて必要とされる他の任意の構成であってもよい。
【００５４】
本発明の別の実施形態において、従来の制動放射Ｘ線管よりも相当に高い電子ビームエネルギーを使用する透過型Ｘ線管が説明されており、電子ビームの加速電圧が高くなるにつれて、電子移動の順方向での制動放射の割合が高まる。しかし、２つの異なる加速電圧によって発生する総Ｘ線フラックスの割合は、従来から１．７乗にまで高くなった各加速電圧の割合に比例しているが、高められた制動放射の大部分は熱としてターゲット内に分散される。従来のＸ線管は、Ｘ線フラックスにおける潜在的増加の大部分を失うのみならず、同時に多量の熱を発生する。適正な箔の厚さを選択することによって、単一ターゲットまたはマルチターゲットを使用する本発明のＸ線管の場合には、高い電子ビームエネルギーを使用することで、線放出のための出力Ｘ線フラックスは、約２．５乗にまで高くなった各電子ビームエネルギー電圧の割合に比例して大きくなる。
【００５５】
図５は、実質的に予め選択されたエネルギーのＫラインの特性Ｘ線をもたらすように選択された銀ターゲット厚での本発明の実際の測定値を示す。図８は、Ｘ線管のｋＶ単位で表した加速電圧に対する、ｍＲ／ｍｉｎ単位で表した出力Ｘ線フラックスの対数をプロットしたものであり、傾きは２．５である。先行技術では、電子ビームエネルギーは、ターゲット素子のＫ吸収限界より約５０％高い必要があることを教示している。例えば、モリブデンは、２０ｋＶのｋ−α吸収限界をもち１７．５ｋＶのｋ−α放射を発生する。
【００５６】
従って、電子ビームエネルギーは、ターゲットの最大厚２．０μｍに対して約３０ｋＶに選択される。ターゲット厚は、高められた電子ビームの衝突エネルギーに対応して増大させる必要がある。同時に、モリブデンターゲットをもつＸ線管からの出力エネルギースペクトルは、３０ｋｅＶから６０ｋｅＶまでの電子ビームエネルギーで作動させても事実上同じである（図４参照）。本発明の電子ビームエネルギーを３０ｋｅＶから６０ｋｅＶへと２倍にすることで、予め選択したＸ線エネルギーの出力Ｘ線フラックスは、出力Ｘ線のエネルギースペクトルは事実上変化しないのでＸ線影像の質を低下させることなく、６倍以上高めることができる（図５参照）。
【００５７】
明るいＸ線ビームは、現行のＸ線管と比べて、被撮像物体又は被放射物体に到達する単位面積当たりの総Ｘ線光子数が多い。市販の典型的Ｘ線管の輝度は、焦点から６０ｃｍの距離で測定すると２０ｍＲｅｍ／ｍＡより低い。本発明のＸ線管は何倍もの輝度を提供できる。１０μｍ厚のモリブデンターゲットを使用するＸ線管の１つの構成において、６０ｋＶの電子ビームエネルギーを用いて焦点から６０ｃｍの距離で、約２３２ｍＲｅｍ／ｍＡの管輝度を生じた。
【００５８】
本発明による出力Ｘ線フラックスの増加の大部分は、電子の衝突エネルギーが充分に高い場合は速度が光速に近づくので、順方向の制動放射に起因する。図１１は、様々な速度で移動する加速粒子の放出パターンを示している。曲線は５、１５、５０、及び１５０ｋｅＶの電子エネルギーに対する曲線である。電子の速度が高くなるにつれて、相対論的効果によって制動放射の方向は順方向へシフトする。本発明の透過型Ｘ線管は、制動放射Ｘ線を効率的に利用することによって、この相対論的効果を利用し、有用な特性Ｘ線をターゲットのより深い位置で発生させるが、この特性Ｘ線は端窓を通して放出される。厚い金属ターゲットを有する従来のＸ線管において、フラックス分布のこの順方向シフトは熱としてターゲットによって吸収される。
【００５９】
本発明の他の実施の形態において、制動放射がより有用である場合、Ｘ線を特性Ｘ線に変換する代わりに、Ｘ線が直接用いられ、同じＸ線管の電流及び電圧で従来のＸ線管より著しく高いフラックス密度を得る。
【００６０】
衝突する電子のエネルギーが主として単一の予め選択されたエネルギーのＸ線を発生するのに必要なスレッショルドエネルギー以下である場合、またはターゲット箔の厚さがターゲットに衝突する電子の透過深度の２倍以下である場合、その結果得られるＸ線は、今日の医療の造影Ｘ線管と同様な実質的に広い制動放射エネルギースペクトラムである。
【００６１】
箔ターゲットの厚さが薄すぎると、その結果生じる放射フラックスの殆どは低いＸ線エネルギー範囲に集中される。図１４Ａ、図１４Ｃおよび同様に図１４Ｂ、図１４Ｄを比較すると、５μｍのターゲットの厚さと比較して厚さ２５μｍのタングステンのターゲットでは高いネルギー範囲へＸ線の集中がシフトされている。多くの用途において低いエネルギーのＸ線は有用では無く、物体の放射の害を避けるために除去されなければならない。本発明の厚いターゲットは自己フィルターとして作用し、厚い箔によって吸収されるようになる低いエネルギーのＸ線を除去する。したがって、５μｍのターゲットのフラックス密度が２５μｍのターゲットのそれよりもかなり高いにも拘わらず、幾つかの応用では、２５μｍ厚のターゲットは、５μｍ厚のターゲットよりも有用である。
【００６２】
一方、５μｍ厚のターゲットは、２５μｍのターゲットと比較して、８〜１４倍の量のフラックス密度を発生する。幾つかの用途では、低いエネルギーのＸ線は、影像の生成において高いエネルギーより有用である場合（身体の末端、例えば、手足）、５μｍの厚さのターゲットは、フィルタリングの後であっても、２５μｍのターゲットより有用なＸ線を発生する。適性な厚さ及び所望の出力フラックスを選択することによって、多くのＸ線スペクトルのいずれをも発生することができることが明らかになる。
【００６３】
衝突する電子の加速電圧がタングステンとプラチナに対して約１６０ｋＶ以上に上昇されるにしたがって、出力スペクトラムは主に特性ｋライン放射へと徐々に変化する。タングステンのｋラインは５９．３、５７．９及び６７．２ｋＶである。加速電圧がこれらのエネルギーより１００％以上に増加されると、特性ｋラインはだんだん広がり、加速エネルギーが十分高いと、ついには優勢な出力Ｘ線エネルギーになる。しかし、加速エネルギーが予め選択されたエネルギーのＸ線を生成するのに必要なスレッショルドエネルギー以下であると、広い制動放射のスペクトラムが発生する。
【００６４】
本発明の他の実施の形態において、管電圧がターゲットに用いられる箔の種類及びその厚さに依存して、ターゲット材料に対するｋ−αエネルギーの何倍にも増大されると、ピークのｋ−αフラックスとピークの制動放射フラックスの比は、管電圧の増大と共に減少する。箔ターゲットの厚さはターゲットに衝突する電子の透過深度の２倍以下になり、主に制動放射が発生する。
【００６５】
図１６Ｅ〜図１６Ｈは、ｋ−α放射はそれほど増加しないが、制動放射は増加していることを示す。図１６Ｄ〜図１６Ｈに示されるように、制動放射のピークエネルギーは比較的一定の約２２ｋＶにとどまっていることは本発明の重要な他の特徴である。管電圧の連続した増加に伴うフラックスのこの不変性は、図３に見られるように増加する電子制動放射エネルギーと共にエネルギーが高い制動放射エネルギーへシフトすることなく制動放射のフラックスを増加するのは特に注目に値する。
【００６６】
図１６Ｅの８０ｋＶから図１６Ｈの１１０ｋＶへ電圧が増加するに従って、出力フラックスの増加は、上昇した電圧の比の１．６〜１．７乗に比例する。管電圧を上昇することは、ピークの制動放射を高いエネルギーへ著しくシフトすることなく、管電流のみのを増加することによるよりも、ターゲットが著しく加熱されることなくフラックスを増加することを可能にする。本発明のこの特徴は、ボールグリッドアレイ（Ｂａｌｌ　Ｇｒｉｄ　Ａｒｒａｙｓ）を用いて作られる回路を含むが、これに限定されない電子回路基板の撮像に特に有用である。
【００６７】
図５は、単一ターゲットを有する本発明のＸ線管において、増大する電子エネルギーがどうして２５μｍの厚さを有する銀箔のターゲットから強い特性Ｘ線放射を生成するかを示している。銀に対する予め選択された、またはｋ−α特性Ｘ線放射ラインは２２ｋＶである。図５Ｃと図５Ｄに見られるように、電子の加速電圧が２２ｋＶより１００％大きい、即ち４４ｋＶであると、ｋ−α特性Ｘ線と制動放射Ｘ線ののピークフラックス密度の比は、図５Ｃではほぼ５：１、図５Ｄではほぼ８：１である。
【００６８】
低いエネルギー範囲のｋ−α特性Ｘ線を発生するターゲット箔、例えば、チタン（４．５ｋＶ）、クロム（５．４ｋＶ）、マンガン（５．９ｋＶ）、コバルト（６．９ｋＶ）、ニッケル（７．５ｋＶ）、銅（８ｋＶ）または図１７に示されるように高い銀（２２ｋＶ）が用いられると、ターゲットの厚さは５０μｍ程度の厚さにされ、電子に対する加速電圧はｋ−αエネルギー（１６０ｋＶが一般的な加速電圧である）の２０倍またはそれ以上にすることができる。
【００６９】
図１６は、基板を用いない２５μｍ厚のニッケルターゲットを有するＸ線管から得られたデータを示す。ニッケルに対するｋ−αエネルギーは、７．４７７ｋｅＶである。図１６Ｈは、１１０ｋＶの加速電子電圧が用いられたときの出力スペクトラムを示す。これはニッケルに対するｋ−αエネルギーのほぼ１５倍であるが、１５０ｋＶのエネルギー（ｋ−αエネルギーの２０倍以上）の電圧でも同様な出力スペクトルが得られることはこの分野の当業者に容易に理解されるであろう。
【００７０】
図１７は、４１μｍ厚の銀ターゲットを有するＸ線管から得られたデータである。これを２５μｍの銀箔を用いた図５と比較すると、４１μｍ厚のターゲットは、高い割合のｋライン放射を与える。さらに、データを得るために４１μｍのターゲット厚が用いられたけれども、当業者は、明らかに、５０μｍのターゲット厚を用いた場合でも、僅かに低いＸ線フラックスが測定され、及びあらゆる制動放射のフィルタリングが生じることを理解するであろう。
【００７１】
図６において、ターゲットの厚さは、所望の放射の種類を暗示する。制動放射及び特性放射を発生する領域の間の境界は鮮明なラインで表されているが、実際には、非常に薄い被膜内で発生するライン放射ばかりでなく、厚い薄膜ターゲット内で発生する制動放射が存在する。電子がターゲットに入ると、一般的にはターゲット材料の最初の数μｍ以内で停止してしまう。電子は、ターゲット材料の原子の原子核によるクーロン散乱か、又は特性Ｘ線を発生する軌道電子との置換のいずれかによって停止してしまう。衝突電子が発生する特性Ｘ線が幾らか存在するが、大多数の電子は制動放射Ｘ線を発生する。制動放射Ｘ線は、順方向（衝突する電子の方向）へ進み、図９に示すようにターゲット材料の原子の内側の軌道電子と置換される。これらのＸ線の平均自由行程は大きいので、大部分の制動放射Ｘ線はこの散乱メカニズムによって特性Ｘ線に変換される。従って、図６に示すように、電子が最初にターゲットに入る際に大部分の制動放射が発生する。
【００７２】
用途が実質的に予め選択されたエネルギーのＸ線を必要としない場合、衝突電子のエネルギー及びターゲット圧を調整することによって制動放射が発生されて、多くの用途に対して非常に低いコストで、高効率のＸ線源を提供することができる。
【００７３】
図１２は、２０ｋＶのエネルギーの電子がターゲットに入射する場合に、それらがどのように散乱されるかのモンテカルロ・シミュレーションの結果を示す。ターゲット内での電子の散乱は様々であるが、大部分の制動放射Ｘ線は、初期の散乱の際に発生する。その後、これらの制動放射Ｘ線の大部分は、ターゲット材料の厚さにもよるが特性Ｘ線に変換される。制動放射はターゲット材料内を移動する際にＫ、Ｌ、及びＭライン放射を発生する。
【００７４】
図９は、Ｋ、Ｌ、及びＭライン放射が発生するメカニズムを示す。制動放射は、殻電子（通常Ｋ及びＬ殻）と相互作用して、それらの電子を放出させる。次のエネルギーレベルからの電子が、低エネルギーの内側殻の電子の空孔を満たし、空孔を満たす際に特性Ｘ線が放出される。
【００７５】
本発明の他の重要な特徴点は、大部分の電子ビームはターゲット被膜の厚さの最初の数μｍの範囲で停止するが、ターゲット被膜の厚さの残りの部分は、ターゲット元素の特性吸収限界よりも大きいエネルギーをもつ制動放射光子を非常に効率良く吸収し、蛍光ライン放射として光子を高収率で再放出するフィルタとして機能する。フィルタ機能はターゲットと結び付いているので、透過型ターゲットからのライン放射は非常に強化されており、ライン放射はターゲットの同一焦点から発生する。従って、多くの用途において、有害な低エネルギー光子は、ターゲットによって効率的に濾過され、追加的なフィルタの必要性及びそれに続くフィルタのぼやけは除かれる。
【００７６】
６０ｋＶの電子ビームエネルギーと、ベリリウム基板上に厚さ１０μｍのモリブデン箔を堆積して構成したターゲットとを有する***造影用に構成された透過Ｘ線管は、現行の***造影用Ｘ線管に比べて、電子ビーム電力１Ｗ当たり約５倍も大きな効率をもたらす。電子ビームの加速電圧を２倍の１２０ｋＶにすることによって、出力Ｘ線フラックスはさらに約６倍だけ大きくなる。これらの結果を組み合わせると、本発明のＸ線管に約５％以下の電力を供給することで、従来の***造影用Ｘ線管と同等のＸ線フラックスを発生させることができる。この電力低減は、Ｘ線管及び電源装置の重量及びサイズを低減すると同時に本発明を組み込んだＸ線発生装置の製造コストも低減する。
【００７７】
更に、このことはターゲットの熱負荷を低減し、電子ビームの衝突点サイズを小さくできるので、結果的に影像の解像度が改善される。Ｘ線管の出力Ｘ線フラックスは、管電流に比例する。陽極ターゲットに分散する熱は、管電流と電子ビーム電圧とに比例する。本発明において、電子ビーム電圧を２倍にすると、約６倍の特性ラインＸ線フラックスが発生するが、電流を２倍にしても発生する特性ラインＸ線フラックスは２倍になるに過ぎない。従って、本発明に従って電子ビームの加速電圧を高くすることは、電流を増加させるよりも、出力Ｘ線フラックスをより効果的に高めることができる。
【００７８】
図１２は、アルミニウムのターゲット材料に２０ｋＶのエネルギーをもつ電子を衝突させた場合の、電子のモンテカルロ・シミュレーションの結果を示す。本シミュレーションは、電子がターゲットに入射すると多数回散乱されることを示す。電子は散乱されるたびに、熱の形でターゲット材料にエネルギーを与える。横方向において有意な散乱が起るので、熱は衝突する電子ビームの方向へ散乱するのみならず、横方向へも拡がる。
【００７９】
図１０に示すように、電子ビームエネルギーが高くなるほど、横方向への広がりが増すと同時に透過深度も高くなる。米国特許第５，６２７，８７１号には、約２．０μｍ未満の非常に薄いターゲットの場合には、電子の衝突に起因する温度上昇を、ターゲットの等温線が２πｒ^２（ｒは点サイズである）の面積をもつ半球であると仮定して計算することが開示されている。黒体放射、発生したＸ線エネルギー、及びオーガ放射は無視する。その計算の核心は、電子ビームの全衝突エネルギーが、焦点内のＸ線ターゲット表面の近傍で散乱すると仮定する点にある。本発明においては、焦点内のＸ線ターゲット表面の近傍で電子が衝突することによって発生する熱よりは、高い電子ビームエネルギーで電子がそのエネルギーを失う相当大きな容積がある。つまり、ターゲット材料の電子ビームの衝突エネルギーの単位ワット当たりの温度上昇は、高いエネルギーの電子ビームに対しては相当に小さいので、ターゲットの過熱という重大な問題は一層低減する。
【００８０】
被膜の厚さは、箔の材料に応じて、ライン放射、制動放射、又はそれらの組み合わせといったＸ線放射の所望の形式に応じて、Ｘ線管の所望の輝度に応じて、及び電子ビームの加速電圧に応じて選択する。箔のターゲットに必要な厚さを決定するために、電子ビームエネルギーを実験的に数倍し、予め選択されたＸ線エネルギー、結果として得られたＸ線スペクトル、及び出力Ｘ線フラックスを測定する。
【００８１】
図１６は、ニッケルのｋ−αエネルギーの何倍にも増加した電圧に対するフラックススペクトラムの変化を示す。厚いターゲット材料では、透明性は低下するが管寿命は長くなるので、Ｘ線管の寿命と輝度との兼ね合いを考慮してターゲットの厚さを決定する。ターゲットの厚さは、一般的に約５０μｍより薄く約２μｍよりも厚いが、特に高エネルギーの電子ビームを使用する場合は、図１０の電子ビーム透過深度に示すように５０μｍよりも厚くできる。図１６に示されるように、加速電圧があらゆるターゲット厚に対するｋ−αエネルギーの何倍にも増加されると、ｋ−αと制動放射のピークエネルギーの比は実際に減少し始める。したがって、５０μｍ厚のターゲットは、強い制動放射を発生するために用いることもできる。衝突する電子のエネルギーがｋ−αのＸ線放射を生成するためにスレッショルドエネルギー以下であると、図１４Ｃ、図１４Ｄ及び図１３に示されるように、ターゲットは２μｍから２５μｍの厚さにすることができる。
【００８２】
本発明の透過型Ｘ線管においては、電子ビームが発生され、この電子ビームが端窓に衝突してＸ線フラックスを発生するように設計されている。図７には、本発明によるＸ線管が示されている。Ｘ線管９は、外囲容器１１によって取り囲まれた真空チャンバ１０を備える。チャンバ１０の一端は、高電圧電源１２に接続されており、これはライン１３で高電圧電源を制御するための電子装置（図示せず）に接続されている。
【００８３】
チャンバ１０には、高電圧電源１２に接続されている陰極電子ビームエミッタ１９が収容されている。電子ビームエミッタは、多数の異なるフィラメント材料及び当業者には公知の構成で作ることができる。
【００８４】
端窓１４は、その内側面に電子ビームが衝突する箔ターゲット１５を有している。典型的に、箔ターゲットは、低Ｚ元素からなり、発生するＸ線の少なくとも幾つかのＸ線に対して実質的に透明な基板窓に取り付けられている。基板窓は、電流及び熱を伝導しＸ線フラックスを伝達するが真空密閉する。しかし、ターゲット材料が充分な厚さ及び硬さを有し、多孔性でない場合、基板は必要性でなく、ターゲット材料自体が、大気が真空チャンバに入らないように障壁を備える。
【００８５】
基板上に蒸着された箔に関して、自立した箔はＸ線を発生することができるあらゆる電気的に導電性の材料であればよい。このような箔は金属または金属の合金から通常作ることがでるけれども、本発明によるＸ線を発生することができる素子を含む導電性ポリマーがある。この種の機械的特徴を備えるターゲット材料には、モリブデン、銅、ニッケル、タングステン、プラチナ、アルミニウム、ガドリニウム、金、ランタニウム、銀、スリウム、イットリウム及びそれらの合金が含まれるが、これらに限定されない。また、導電性ポリマーは、基板を必要としない箔のターゲットを提供することができる。
【００８６】
基板が用いられた場合、熱を大気に面した基板側から容易に取り除くことができる。これは、回転陽極か固定された固体陽極のいずれかを使用する管について、本発明の他の大きな利点である。ベリリウム及びアルミニウムの基板材料は、急速な熱移転をする。基板が用いられない場合、電子がターゲット上に衝突し、熱を発生するスポットの約５０μｍ厚のターゲット内で熱を除去することができる。強制空冷、水冷、及びこの分野の当業者によく知られた他の手段による冷却によって、Ｘ線管を製造するコストを減少することができる。
【００８７】
端窓は管陽極を備えている。端窓は外囲容器１１の延長部に装着できる。電源１２は、一体式又は外部制御装置を用いて調節できる。調節としては、これらに限定されるものではないが、陰極から陽極に印加される電圧の調節、電子ビームのターゲットへの衝突時間の調節、ターゲットに衝突する電子ビームの点サイズの調節、及び管を流れる電流の調節を挙げることができる。同様に、出力Ｘ線フラックス、又はＸ線管によって取得される影像の測定値からのフィードバックを自動制御に利用できる。
【００８８】
１つの実施形態において、電子ビームは集束手段によって集束させることができる。焦点は、ターゲットの異なる領域上に置くことができる。集束機構の１つとして静電レンズ１７を挙げることができる。この静電レンズは、電子を任意的に発生するフィラメントの電位、即ちフィラメント電圧に対して負の電圧にある。電源１２は、エミッタ１９に電流を供給するための、エミッタ（陰極）から出て端窓ターゲット（陽極）に衝突する電子ビームに加速電圧を作用させるための、電子ビームの集束手段に電圧を任意に供給するための、及び必要に応じて焦点を移動させる手段に電流を任意に供給するための、並びにＸ線管の作動に必要な他の機能をもたらすための変圧器及び回路素子を備えている。他の実施形態において、静電レンズはなくてもよい。電源１２の少なくても幾つかの構成要素は、絶縁用の油、ゲル、又はエポキシ樹脂で充填された容器内に収納してもよい。
【００８９】
ここで示されたフラックス密度の測定は、最も高い可能な出力フラックスを与えるのに最適でなかった静電レンズによって生成された。最近のレンズ設計は、これら初期の測定の少なくとも４〜５倍だけ出力フラックスを増加した。フォーカシング機構の改善によって、さらにフラックスの改善を実現することが予想される。
【００９０】
１つの実施形態において、磁界集束はリング磁石によって行われる。磁界集束は、当業者であれば、Ｓｕｚｕｋｉのプリコンデンサー対物レンズ、４重極二重レンズ、４重極三重レンズ、又は永久磁石等の素子を使用して達成できる。静電レンズ１７及び任意の磁界集束装置は、組み合わせて又は個別に使用してもよく、当業者には公知の任意の方法を用いて調節してターゲット材料上に異なる焦点サイズをもたらしてもよい。熱管理等の必要性に応じて、焦点サイズはナノメートルからミリメートルまでの範囲にあるが、これに限定されるものではない。
【００９１】
Ｘ線を用いる全ての造影の重要な特徴点は、撮影される物体内の２つの異なる物質の間のＸ線の相対吸収度が、異なるエネルギーのＸ線に対して異なる点にある。例えば、肺臓の軟組織は、骨組織とは非常に異なる吸収度をもつ。骨組織は、医療用造影に使用されるＸ線の高い割合を吸収する。一方で、軟組織は高エネルギーＸ線では見えない。Ｘ線フィルム又はデジタルＸ線センサからの影像を観察すると骨は白く見えるが、このことはＸ線フラックスの大部分が骨に吸収されてフィルム上に達しないことを意味する。高エネルギーＸ線は軟組織に僅かしか吸収されないので、高エネルギーＸ線では軟組織は黒く見える。
【００９２】
撮影される２つの異なる物質内の異なる吸収度はコントラストを生じさるので２つの物質を見分けることができる。異なる種類の軟組織に対しては、組織間の最大吸収差を実現できる特定のエネルギーが存在する。医療用造影において、このようなエネルギーだけを含むＸ線を使用するのが理想的である。エネルギーが低すぎると有害放射線として患者に吸収され、高すぎるとＸ線検出器が焼けてしまう。本発明のＸ線管から出力される実質的に特性Ｘ線を使用して、適当なターゲット材料を選択することによって、撮影に不要なＸ線を殆ど発生させることなく最大のコントラストをもたらすＸ線エネルギーを選択できる。つまり、Ｘ線管は、同じ管電力でもって非常に高いＸ線フラックスを発生するだけでなく、同じ影像コントラストをもたらすのに必要なＸ線管の総出力Ｘ線フラックスを低減できるようＸ線フラックスエネルギーを選択できる。この利点は、全ての造影に適用可能である。
【００９３】
高効率、小さな焦点サイズ、低い必要電力、低エネルギーＸ線が大幅に低減されることに起因する患者へのＸ線放射量の低減、高い解像度、Ｘ線管及び電源の小形軽量化、及びＸ線管の安価な製造コストによって、本発明のＸ線管は、特に、一般的な医療用Ｘ線造影、医療用Ｘ線透視造影、心臓血管造影、***造影、血管造影、歯科用造影、荷物及び輸送コンテナの非破壊検査、電子回路基板造影、集積回路造影、コンピュータ断層撮影、骨密度測定、及び放射線療法を含む数多くの用途に適しているが、これらに限定されるものではない。
【００９４】
本発明のＸ線管は、軽量でＸ線フラックス出力が高いので、Ｃアーム式及び携帯式Ｘ線装置のＸ線源として特に好都合である。Ｃアーム式Ｘ線装置の用途において、Ｘ線源と画像受容器とは、Ｘ線ビーム軸に沿って互いに対向するように反対側の端部に取り付けられている。Ｃアームは、多数の異なる角度から撮影対象物の影像を取得するために、撮影対象物の周りで回転可能である。Ｘ線源全体は機械式Ｃアーム構造によって支持されて、撮影対象物の周りで物理的に移動される必要があるので、本発明による軽量な透過Ｘ線管及び電源装置は、他のＸ線管に比べてコスト的に非常に有利である。
【００９５】
携帯式Ｘ線装置は、運搬時に少なくとも１人のオペレータが地面をころがして移動可能であるか又は運ぶことができ、患者又は動物の走査時に選択的に固定できるＸ線源を必要とする。本発明による軽量、低コスト、及び高Ｘ線フラックス出力のＸ線管は、現行のＸ線管の制約によりこれまで不可能であった造影用途に対する携帯式Ｘ線装置の用途を拡げることができる。
【００９６】
本発明による透過型Ｘ線管は、実質的に平らな基板の個別の区域上に被覆された複数の薄い箔ターゲット、又は同じターゲット上に積層された箔のいずれかと組み合わせることができ、それ自体これらのターゲットの利点及び用途を組み込むこともできる。
【００９７】
本発明によるＸ線管の高光子フラックス出力、及び／又は予め選択されたエネルギーのＸ線を発生する性能は、このようなＸ線フラックスを生物試料に照射して、Ｘ線ビームのイオン化放射、二次的蛍光Ｘ線、又はそのＸ線フラックスが発生するオージェ電子を用いて生物試料の全て又は一部を死滅または著しく改変させる用途において、Ｘ線管は特にコスト効果が高い。
【００９８】
焦点は同一ターゲット上の異なる位置を選択的に動くことができる。特定の用途において、衝突電子ビームは、同一ターゲット上の特定の箔材料から他の箔材料へ移動される。別の用途において、焦点での熱負荷を低減するために、又は薄い箔が使用中に損傷するのを防いで透過型Ｘ線管の寿命を延ばすために、電子ビームを同一箔上の異なる位置へ移動させる。このような衝突電子ビームを移動させる技術の例としては、これに限定されるものではないが、当業者には公知の受像管及び走査型電子顕微鏡における電子ビームの移動技術が含まれる。
【００９９】
透過型ターゲットは固定式であってもよく、又は電子ビームによる熱負荷を分散させるために機械的に回転する円板の一部であってもよい。ターゲットに生じる熱を消散させるために、ターゲット液冷装置又はヒートパイプ冷却装置を用いることができる。
【０１００】
別の好適な実施形態において、電子放出フィラメントの形状及びデザインは、電子ビームをターゲット上に限定的に集束させるための当業者には公知の方法で作ることができる。電子を集束させることが必要でない多数の非造影用途がある。この用途の例としては、これらに限定されるものではないが、殺菌及び非破壊Ｘ線透視分析の用途を挙げることができる。
【０１０１】
本発明のターゲット及び透過型Ｘ線管用の箔は、単一の金属元素で作ることもでき、又は金属と、これに限定されるものではないが、合金、セラミックス、ポリマー及び複合材料を含む他の元素との組み合わせで作ることもできる。例えば、銀（Ａｇ）、モリブデン（Ｍｏ）、イットリウム（Ｙ）、ロジウム（Ｒｈ）、金（Ａｕ）、ランタン（Ｌａ）、ツリウム（Ｔｍ）等から選択される従来のターゲット材料として使用されている金属を含む。基板の材料は、これに限定されるものではないが、ベリリウム、アルミニウム、及びこれらの金属の合金である。もしくは、約０．５μｍのタングステン（Ｗ）、白金（Ｐｔ）又は金（Ａｕ）等の高Ｚターゲットの非常に薄い箔を、ランタン又はツリウム等の現在のところ適当なターゲット材料とは考えられていない別のターゲット箔の上に積層してもよい。高Ｚターゲットは、主に制動放射を発生させ、これが下層のターゲットからの線放射を励起する。
【０１０２】
なお、本発明において用いられているデータ及び定義のためのフラックス強度の測定は、Ｒａｄｉｃａｌ　ＣｏｒｐｏｒａｔｉｏｎのＭｏｄｅｌ　２０ｘ６−６検出器を有するＭｏｄｅｌ　２０２６Ｒａｔｉａｔｉｏｎ　Ｍｏｎｉｔｏｒで行われた。Ｘ線管のいろいろな形状からのＸ線出力のエネルギースペクトラムの測定は、Ａｍｔｅｋ　Ｉｎｃ．のＭｏｄｅｌ　　ＸＲ−１００Ｔ−ＣＴＺ検出器を有するＭｏｄｅｌ　ＰＸＺＴ−ＣＴＺスペクトルメータによってなされた。
【図面の簡単な説明】
【図１】同一平面の４つの異なる領域内でターゲット上に配置された４つの異なる箔を備えている円形ターゲットの平面図である。
【図２】基板上の２層の箔で構成されたターゲットの側面図である。
【図３】従来のＸ線管の加速電圧が５ｋＶから２５ｋＶまで増加する場合に、制動放射がどのように変化するかを示すグラフである。
【図４】モリブデンターゲットに衝突する電子ビームに関する４つの異なる加速電圧を使用することによって得られるＸ線の線放射特性を示すグラフである。
【図５】ターゲット材料が銀である場合に、同一の露光時間及び同一のＸ線管電流を使用し、ターゲットに衝突する電子の加速電圧を変化させることによって得られる線放射Ｘ線フラックスの相対的な強度を示すグラフである。
【図６】本発明による薄いターゲットを示す模式図である。
【図７】本発明によるＸ線管の概略的な断面図である。
【図８】電子ビームの加速電圧の関数として出力Ｘ線フラックスの変化を表すグラフである。
【図９】Ｘ線がターゲット材料の原子と相互作用する場合に、Ｘ線がどのように線放射を発生させるかを示す図である。
【図１０】電子ビームエネルギーの関数として、ニッケル、金及びタングステンターゲット内への電子ビームの透過深度を表すグラフである。
【図１１】減速された電子のエネルギーの関数として、制動放射の放射方向を表す図である。
【図１２】２０ｋＶのエネルギーでアルミニウムターゲットに衝突する電子の散乱のモンテカルロ・シミュレーションを表す図である。
【図１３】銀とタングステンの層で作られたターゲットを備えるＸ線管からの出力Ｘ線フラックスエネルギーの関数として、出力Ｘ線フラックスの強度を表すグラフである。
【図１４】加速電子エネルギーを変えた場合の、異なる２つの厚さのタングステンターゲットから生成されるＸ線放射の出力エネルギースペクトラムを示し、Ｘ線のエネルギーは増加するＸ軸と共に増加する。
【図１５】銀の固体ターゲット及び３５ｋＶの励起電圧を有する従来のＸ線管から生成されるＸ線放射の出力エネルギースペクトラムを示すグラフである。
【図１６Ａ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、４０ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｂ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、５０ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｃ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、６０ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｄ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、７０ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｅ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、８０ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｆ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、９０ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｇ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、１００ｋＶのＸ線管電圧を用いた制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１６Ｈ】基板のない２５μｍ厚の自立したニッケル箔に衝突する電子ビームに対して、１１０ｋＶのＸ線管電圧を用いる制動放射と比較したＸ線出力エネルギーのスペクトラムライン放射のグラフである。
【図１７Ａ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、３０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｂ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、４０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｃ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、５０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｄ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、６０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｅ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、７０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｆ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、８０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｇ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、９０ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１７Ｈ】ベリリウム基板上に蒸着された４１μｍ厚の銀ターゲットに衝突する電子ビームに対して、１００ｋＶの加速電圧を用いたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１８Ａ】ベリリウム基板上に蒸着された２．１μｍ厚のモリブデンターゲットに衝突する電子ビームに対して３０ｋＶの加速電圧を用いることによって得られたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１８Ｂ】ベリリウム基板上に蒸着された２．１μｍ厚のモリブデンターゲットに衝突する電子ビームに対して４０ｋＶの加速電圧を用いることによって得られたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１８Ｃ】ベリリウム基板上に蒸着された２．１μｍ厚のモリブデンターゲットに衝突する電子ビームに対して５０ｋＶの加速電圧を用いることによって得られたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１８Ｄ】ベリリウム基板上に蒸着された２．１μｍ厚のモリブデンターゲットに衝突する電子ビームに対して６０ｋＶの加速電圧を用いることによって得られたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１８Ｅ】ベリリウム基板上に蒸着された２．１μｍ厚のモリブデンターゲットに衝突する電子ビームに対して７０ｋＶの加速電圧を用いることによって得られたＸ線のライン放射のグラフである。
【図１８Ｆ】ベリリウム基板上に蒸着された２．１μｍ厚のモリブデンターゲットに衝突する電子ビームに対して８０ｋＶの加速電圧を用いることによって得られたＸ線のライン放射のグラフである。
【符号の説明】
１　ターゲット
２　箔
３　箔
４　基板
９　Ｘ線管
１０　チャンバ
１１　外囲容器
１２　高電圧電源
１４　端窓
１７　静電レンズ
１９　陰極電子ビームエミッタ[0001]
TECHNICAL FIELD OF THE INVENTION
The present invention relates to a transmission type X-ray tube target, a high efficiency and high excitation energy transmission type X-ray tube, a high efficiency and low energy transmission type X-ray tube, a combination of a target and a high efficiency transmission type X-ray tube, And uses of such X-ray tubes.
[0002]
[Prior art]
In an X-ray tube, an electron beam is incident on a metal target, and an X-ray flux is generated when the incident electrons are stopped by the metal target. In the case of a solid target, the X-ray flux is typically emitted at an angle of about 90 ° from the direction of the electron beam, whereas in the case of a transmission type target, the X-ray flux is emitted along the direction of the electron beam. For transmissive targets, depending on the design specifications of the target, the X-ray flux is dominated by either line radiation where energy is characteristic of the target element, or bremsstrahlung flux where energy spreads over a wide energy spectrum. become.
[0003]
In the design of modern X-ray tubes, the amount of electrical energy to generate a given output X-ray flux is very large and the target material is heated, so the rotary target, liquid cooling of the target, or heat pipe of the target It is necessary to consider target cooling such as cooling.
[0004]
The energy spectrum of X-rays generated from currently available X-ray tubes is dominated by bremsstrahlung, and the energy spectrum of the X-rays can be changed by changing the energy of the electron beam impinging on the target. As the energy of the electron beam increases, not only the peak bremsstrahlung flux, but also the continuous bremsstrahlung X-ray energy spectrum shifts to higher energy output.
[0005]
Contrast-enhanced x-ray tubes take advantage of this feature to provide high-energy x-rays so that x-rays are transmitted through objects or body parts that are more opaque. For example, in a medical contrast x-ray tube, about 23-28 kV for mammography, about 60 kV for dental and orthopedic imaging, about 130 kV for thoracic imaging, and abdominal and GIX x-rays. For this purpose, an electron beam energy of about 80 to 85 kV is used. The low energy portion of the bremsstrahlung spectrum creates unwanted X-rays, but needs to be filtered out to reduce the residual radiation dose harmful to the patient. Still, for applications such as fluoroscopy, computed tomography, tomography, and mammography, there is a significant problem of too high an X-ray radiation dose. Filters reduce harmful X-rays, but at the expense of high-energy X-rays required for imaging and also reduce the intensity of the X-rays. In addition, filters placed at a distance from the x-rays that produce the focal spots result in a further loss of quality through secondary fluorescent radiation, known as "filter blur" (out-of-focus). .
[0006]
Current X-ray tube targets are subject to high thermal loads, so it is not possible to reduce the point of impact of the electron beam on the target without taking into account severe target overheating. Thus, the size of the point of impact of the electron beam increases, and the resolution of the resulting image decreases. High efficiency end window X-ray tubes with very thin metal foils that generate X-rays having substantially preselected characteristic energies are known, but the output efficiency of the X-ray tube is less than its potential. The ability has not been reached.
[0007]
The use of a single target material in a highly efficient end window X-ray tube that produces characteristic X-rays can provide the conventional X-ray energy fluctuations for bremsstrahlung tubes for imaging. Can not. As the energy of the electron beam increases, the total X-ray flux increases, but the output spectrum of the X-ray tube and the resulting X-ray photon energy distribution are substantially the same. Thus, a single high-efficiency target material cannot be used to obtain the various X-ray energies required to obtain images of objects of different densities and absorptions.
[0008]
Wang, U.S. Pat. No. 5,044,001, issued Aug. 27, 1991, describes a transmission x-ray tube having a target comprising a thin metal coating such as silver on a substrate such as beryllium. And the disclosure of which is incorporated herein by reference. U.S. Pat. No. 5,627,871, issued May 6, 1997, describes a transmission x-ray tube having a target that includes a thin metal coating on a substrate such as beryllium. The disclosure is incorporated herein by reference. In this patent, a highly efficient transmission tube is designed such that the peak energy of the electron beam is about 1.5 times the K-absorption limit of the target material and the thickness of the target is about 0.1 to 2 microns. ing. These two Wang patents disclose the generation of monochromatic or characteristic X-rays of high X-ray flux density. However, while these monochromatic x-rays provide significant advantages in many applications, the amount of output x-ray flux is limited, and the x-ray tube is still limited for use in a wide range of applications.
[0009]
US Patent No. 4,870,671 to Hersyn describes a multi-target x-ray tube, the disclosure of which is incorporated herein by reference. In this patent for a multi-target x-ray tube, multiple electron beams are used to excite another target material. A multi-target X-ray tube according to another form of this patent has an X-ray emitting surface directed in different directions for each target material, and the generated X-rays are individually collimated.
[0010]
[Problems to be solved by the invention]
Therefore, the generation of an increased X-ray flux for a given amount of electrical energy consumption and the resulting heat generation of the target can be achieved with a highly efficient transmission X-ray tube and an output required for optimal imaging by reducing unnecessary radiation. X-rays of a preselected characteristic energy focused on energy, a plurality of X-ray targets for generating different bremsstrahlung and a combination of preselected K-line energy and a single electron beam from a single X-ray tube; A method of generating bremsstrahlung whose peak power of bremsstrahlung does not increase with an increase of the collision electron energy, a small electron beam collision point size for obtaining a high-resolution image, a low-cost and lightweight X-ray generator, There is a need to provide very bright, highly efficient bremsstrahlung X-rays for applications that do not require the use of X-rays with preselected characteristic energies.
[0011]
[Means for Solving the Problems]
In accordance with the present invention, there is provided a transmission x-ray tube target having a plurality of target materials made of thin foil on discrete areas of a substantially flat substrate that is transparent to x-rays. A single electron beam impinges on the same foil of different target materials or different thicknesses, the electron beam impinging at least partly by the properties of the foil, at least partly by the thickness of the foil, and at least partly X-rays with different energies and properties are determined by the energy and focus size of the X-rays. The target also includes at least two different foils, one on top of the other, or sequentially on a substrate that is substantially transparent to X-rays. The electron beam strikes the target foil closest to the electron beam and generates x-rays that are determined at least in part by the target material and at least partially by the energy and focus size of the impinging electron beam. At low electron beam energies, characteristic X-rays can be generated from only one of the foils, and at high electron beam energies, characteristic X-rays can be generated from all foil layers.
[0012]
The present invention also provides an end window having a vacuum housing; and at least one thin foil target or thin foil target deposited on a substrate material substantially transparent to x-rays, disposed within the housing. A cathode disposed within the housing and emitting an electron beam that travels along a beam path within the housing and impinges on a point of the anode to generate an x-ray beam exiting the housing through an end window; An end window x-ray tube comprising: a power source connected to the cathode for generating selected electron beam energy to generate a bright preselected energy x-ray beam, wherein the electron beam energy comprises: More than twice (100%) higher than the pre-selected k-α energy of the output X-ray and up to about 20 times the pre-selected k-α energy of the output X-ray. The thickness of the foil is thus chosen to be a bright source of X-rays, between 2 μm and 50 μm. The x-ray beam can optionally be focused above, above, or below the end window target surface.
[0013]
The invention also provides an end comprising a vacuum housing; and at least one thin foil target disposed within the housing and deposited on a substrate substantially transparent to X-rays. A window anode; and a cathode disposed within the housing and traveling along a beam path within the housing and emitting an electron beam that produces an x-ray beam that strikes a point of the anode and exits the housing through an end window. Having a power supply connected to the cathode for providing selected electron beam energy to generate bright bremsstrahlung of the X-ray properties of the target foil, the thickness of the target foil being such that the transmission of electrons impinging on the target is reduced; Not more than twice the depth, the thickness of the target foil is preferably chosen between 2 μm and 50 μm in order to produce a bright source of X-rays of the generated bremsstrahlung radiation. This is the selected end window X-ray tube.
[0014]
The present invention also provides a vacuum housing; an end window anode comprising a thin foil of either a self-supporting foil or a foil deposited on a substrate substantially transparent to X-rays disposed within the housing; A cathode disposed in the housing and emitting an electron beam that travels along a beam path in the housing and impinges on one point of the anode to generate an x-ray beam exiting the housing through an end window; A power source connected to said cathode for generating an electron beam energy having an energy less than a required threshold energy to generate an X-ray beam of the selected energy; selected to be a bright source of X-rays; Preferably, it is an end window X-ray tube having a foil thickness of 2 μm to 25 μm. The x-ray beam can optionally be focused above, above, or below the end window target surface. The substrate is selectively made from beryllium, aluminum, or an alloy thereof.
[0015]
In the aforementioned target and end window X-ray tube, the point of collision of the electron beam with the target can be optionally moved and the position of the collision can be changed.
[0016]
In addition, general medical X-ray, mammography, angiography, cardiovascular, utilizing multi-energy X-ray techniques to acquire radiographs, fluoroscopy, tomography, computed tomography, and images An end window x-ray tube for generating x-rays for use in imaging, bone densitometry, dental imaging, electronic circuit board imaging, radiation therapy, and integrated circuit imaging is provided. End window x-ray tubes are provided for incorporation into c-arm and portable x-ray devices. End window x-ray tubes are provided for use in inspection of integrated circuits and circuit boards, non-destructive inspection (NDT) of objects, including luggage and shipping containers, and general fluoroscopy used for non-destructive inspection. . Further, an end window x-ray tube is provided that is useful for treating disease by killing or modifying a biological sample.
[0017]
BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
In one embodiment of the invention, the x-ray target is a plurality of electrically conductive materials coated on discrete areas of a substantially planar substrate that is substantially transparent to x-rays. Has a thin foil. Although such foils are usually made from metals or metal alloys, there are also conductive polymers in the device capable of generating X-rays according to the invention. Examples of conductive polymers include, but are not limited to, polyacetylene or melamine, polyanilene, and poly-o-anisidine.
[0018]
To generate X-rays according to the present invention, any device that can be deposited on a substrate of a certain shape can be used. These depositions include, but are not limited to, silicon with degenerate p-type doping of boron or n-type doping of arsenic, antimony or phosphorus deposited by sputtering on an aluminum or beryllium substrate. The target can be used in a transmission X-ray tube to switch the position of the point at which the electron beam strikes the various foil targets to obtain selective emission of different energy X-ray fluxes. If a single energy spectrum is desired, or if the electron beam can move continuously from one position to another to create multiple images of the same object with different X-ray energy spectra, Prior to powering the tube, the foil with which the electron beam strikes can be selected.
[0019]
FIG. 1 shows a plan view of a circular target having four different foils deposited or deposited on a single target. The target material is typically illustrated in the same geometric shape as a single foil divided into four, as shown in Region 1, but any size large enough to focus the electron beam spot Size geometries, and any number of different foils can be used. The variation of the thickness of each foil and the thickness within each foil can vary depending on the application. One method for depositing the foil is to use a mask to protect the other areas from deposition while using any technique known to those skilled in the art to deposit each area of the substrate on which the target material is to be deposited. It is a method of exposing. Each foil can be deposited in a similar manner.
[0020]
The thickness of the foil is determined by the material of the foil, the impact energy of the electron beam, the lifetime of the X-ray tube, the self-filtering of the output flux by the foil, and the type of X-ray radiation desired, such as line radiation, bremsstrahlung, or a combination thereof. Varies depending on. FIG. 10 shows the depth of penetration of electrons into the gold and tungsten targets as a function of electron beam energy. By selecting the target thickness, the mixing ratio of bremsstrahlung and characteristic X-ray generation can be adjusted.
[0021]
When an electron of energy E enters the single foil target or one of the multi-foil targets of the present invention, the penetration depth of the electrons into the target is given by the following known formula:
R = 4120 × E (1.265−0.0954lnE) / ρ
Here, R is the penetration depth (μm). E is the energy of the primary electrons (MeV). And ρ is the absorption density (gram) per cubic centimeter of the target. This formula applies for electron energies between 10 keV and 3 MeV.
[0022]
For the purposes of the present invention, X-ray tubes mainly generate bremsstrahlung by defining when the thickness of the thin foil target is less than twice the electron penetration depth.
[0023]
Referring to FIG. 6, high energy electrons enter the target in a region called the "bremsstrahlung X-ray generation region". If this region is thinner than the region following the “bremsstrahlung X-ray generation region” called the “characteristic X-ray generation region”, the process shown in FIG. 9 is used to change the incident source bremsstrahlung X-rays into the characteristic X-rays. There are enough target materials available. If the region generating the characteristic X-rays is thinner than the region generating the bremsstrahlung X-rays, the generation of the characteristic X-rays will be insufficient and the output of the X-ray tube will be mainly bremsstrahlung according to the above definition. Conceivable.
[0024]
FIG. 10 shows the penetration depth of nickel, tungsten and gold plotted as a function of electron beam energy. FIG. 16 shows the spectrum of the output energy with respect to various tube voltages that give acceleration energy to the electron beam. The target thickness is 25 μm. When the tube voltage exceeds 80 kV, the penetration depth of electrons in the nickel target is about 12.5 μm, that is, １ ／ of the target thickness. By definition, X-ray output from this target configuration above about 80 kV is primarily bremsstrahlung. 16D-16H show that there is a very slight increase in the characteristic K-line output from the target, but the total emission is from 371 mRad / min to 110 kV tube at 80 kV tube voltage using the same tube current of 50 μA. It shows that the voltage increases to 703 mRad / min. This increase in radiation results in an increase in the bremsstrahlung portion of the spectrum.
[0025]
For an electron energy of 150 kV, the penetration depth of the electrons into either the gold or tungsten target is approximately 10 μm. Thus, for targets thinner than 20 μm and acceleration voltages of 150 kV, bremsstrahlung mainly occurs. An example of this bremsstrahlung is shown in FIG. 14B. The penetration depth of 100 kV electrons is greater than 5 μm. Single foil targets have a target thickness of only 5 μm, which is less than twice the penetration depth of the electrons, and thus the radiation is mainly bremsstrahlung.
[0026]
For many applications, X-rays with a high percentage of K-line radiation are desired for bremsstrahlung.
[0027]
FIGS. 4, 5, 16A-D, 17 and 18 show examples of target material, foil thickness, tube voltage and the resulting X-ray energy from the five X-ray tubes. Have been selected to provide a preselected characteristic K-line radiation. This type of K-line radiation is useful in many applications, as described below.
[0028]
There are many applications where L-line radiation is more useful than K-line radiation. For example, in order to excite bromine atoms and generate Auger electrons for applications including, but not limited to, X-ray lithography and medical therapy applications, the maximum number of Auger electrons is the excitation energy. Is slightly greater than the K absorption of bromine (13.475 keV). L-α of uranium ¹ The line is at 13.613, slightly above the K absorption of bromine, and provides a highly efficient source of X-rays to generate Auger electrons from bromine. When releasing Auger electrons from bromine, the use of uranium for the target foil is very advantageous, as there is no practical target material that produces K-line radiation with the same efficiency.
[0029]
The threshold energy required to generate X-rays of the preselected energy characteristic of the target material is k-α flux density, which is twice the intensity of the strongest bremsstrahlung flux measured with the instrument described above. It is defined here as the generated electron beam energy. By definition, if the energy of the impinging electrons is below the threshold, the resulting X-ray radiation is mainly bremsstrahlung.
[0030]
Referring to FIG. 15, the relative flux of the counts to the solid silver target k-α characteristic line counts 3900 at a silver k-α energy of 22.162 keV. The strongest bremsstrahlung energy occurs at approximately 12 keV, which has a relative flux density of about 1900 counts. This data was obtained for an electron acceleration voltage of 35 kV. Thus, the threshold energy for generating a preselected energy X-ray for this target configuration is slightly less than 35 kV.
[0031]
Referring to FIGS. 14C and 14D, the acceleration energy used to obtain x-rays from a single 25μ thick tungsten target is clearly less than the threshold energy for this target configuration, and the resulting radiation is primarily bremsstrahlung It is. 14D and FIG. 14B, the 25 μm thick target of FIG. 14D is self-filtering the L lines and other low energy X-rays found in the 5 μm thin target, and is therefore output from the thick target. Although the flux density is lower than the flux density from thin targets, it is useful in applications where low energy X-rays are not required. Filtering according to the present invention is made by the thickness of the target.
[0032]
Thus, the present invention eliminates the need for a conventional filter and eliminates "filter blur" caused by secondary electrons from a filter conventionally located at a distance from a spot on a target that generates X-rays. it can. This includes medical imaging where low energy X-ray radiation causes damage to animal and human tissues, and NDT (but is not limited to) where high levels of low energy radiation cause digital sensor saturation. This is a great advantage of the present invention when used for
[0033]
If the foil thickness is too thin, the target will not have the self-filtering obtained when electrons first enter the target and the low-energy x-rays generated will be absorbed by the continuous thickness of the foil. Will. Thus, the target thickness depends on various factors, the total X-ray flux required, the electron beam energy used, the self-filtering of the low energy X-rays with foil, the ratio of the bremsstrahlung to the desired characteristic X-ray radiation, And the life of the X-ray tube. For example, at an electron beam energy of 50 kVp, the electron penetration depth into gold and tungsten is about 2.5 μm and at 250 kVp about 30 μm. The thickness of the target foil ranges from 50 μm or more to about 0.25 μm or less.
[0034]
The thickness required to provide substantially characteristic K-line X-rays varies with the material and the electron beam energy. For example, as shown in FIGS. 4B, 4C and 4D, substantially characteristic K-line X-rays are 25 μm thick molybdenum (17.478 k-α) foil with electron beam energy greater than 40 kV. Is obtained by using FIG. 18 shows the flux generated from a 2.1 μm thick molybdenum target. At low X-ray tube voltage, the flux density for a 2.1 μm thick target is much higher than for a 25 μm thick target. The brightness of the X-ray tube is about 35% brighter for a 10 μm thick foil than for a 25 μm thick foil for photon energy at the selected tube voltage.
[0035]
In one embodiment of the invention, the target material, the acceleration energy of the electron beam and the target thickness are selected for at least one of the multi-target materials, as shown in FIG. It produces a broad spectrum of bremsstrahlung below the threshold required to generate X-rays of the foil's preselected K-line energy. In other embodiments, at least two of the multiple discrete regions include foil made of the same material, but of different thicknesses.
[0036]
In yet another embodiment, for at least one of the multi-target regions, the accelerating electron voltage is selected such that the thickness of the target foil is less than twice the penetration depth of the electrons impinging on the target. To generate bremsstrahlung. Similarly, if only a single target is used with the X-ray tube of the present invention, the bremsstrahlung output described above can be obtained.
[0037]
Applications of a transmission X-ray tube using the target structure of the present invention include, but are not limited to, using a single X-ray tube having a multi-target material or target thickness, substantially using There may be mentioned those which provide medical images in combination with characteristic line X-rays or substantially characteristic line X-rays or substantially bremsstrahlung of many different parts of the human body or animal, However, different X-ray tubes are required for different specific imaging protocols.
[0038]
Another application is to make a small efficiency X-ray tube with substantially the same energy spectrum, typically substantially bremsstrahlung, produce much more output flux than the current tube for the same tube current. Can be replaced with a tube that can.
[0039]
Other applications include medical imaging and dual energy imaging for non-destructive inspection. Dual energy imaging, performed by two different energies substantially from one or more bremsstrahlung X-ray generating tubes, results in a shortage of X-ray photons at the critical absorption energy and the output from both electron beam energies The clear energy separation of the X-ray energy to be performed becomes worse.
[0040]
Transmission X-ray tubes using the targets of the present invention provide focused energy at the critical absorption energy and provide substantially characteristic X-ray energy with very distinct energy separation. According to the present invention, more than one X-ray energy can be used, and the image can be adjusted in any manner to produce an improved image. For example, but not limited to, subtracting unwanted fat tissue images from potential cancer lesion images in mammography, removing skeletal images from chest x-ray images, standard two-photon absorption There are many other dual energy imaging applications known to those skilled in the art in bone densitometry, subtraction angiography, and non-destructive examination and medical imaging using the method. This type of target is particularly useful in dual energy imaging for non-destructive inspection of electronic circuit boards and integrated circuits.
[0041]
In mammography applications, a combination of two or more thin foils deposited on a substrate as shown in FIG. 1 can be used, and usable foils include Mo, Y, Rh, and Ag. Can be mentioned. Each of these foils can be used to image different density breasts. The electron beam can be bombarded with an appropriate target material for each category of chest density.
[0042]
Another application is a general X-ray imaging application for medical imaging. For example, a medical imaging x-ray tube may have about 23-28 kV for mammography, 60 kV for dental or plastic surgery, about 130 kV for thoracic imaging, and about 80-85 kV for abdomen and GIX. Use a beam. As the electron beam energy increases, the bremsstrahlung spectrum changes significantly. FIG. 3 shows how the output X-ray flux changes as the acceleration voltage increases from 5 kV to 25 kV. FIG. 4 shows the output of a 25 μm thick molybdenum target at electron beam energies of 30, 40, 50, and 60 kV. This target is made using only a thin molybdenum foil without using a substrate. The energy spectrum of the output X-ray does not change so much even if the electron beam energy is doubled.
[0043]
FIGS. 5, 6, 17 and 18 show other examples of the X-ray spectrum in which the peak energy of the X-ray spectrum is not shifted by the increasing voltage. By using a single target with a number of different foils, substantially monochromatic X-rays can be generated. This monochromatic X-ray is fairly bright and can be focused to a small spot size to provide a high-resolution medical image, reducing the radiation dose to the patient because the X-ray flux at low X-ray energies is significantly reduced. And a single x-ray tube can be used for many different medical imaging applications.
[0044]
In addition to providing low cost, high resolution X-ray tubes for general radiography, such X-ray tubes can add special features to general radiography X-ray tubes. Special features include, but are not limited to, mammography, angiography, and the same X as used for "dual energy" chest, breast, and other imaging applications, and general radiography applications. Applications including a wire tube can be mentioned. In particular, similar applications are conceivable for nondestructive inspection imaging of various objects including electronic circuits.
[0045]
With respect to dual energy applications, a first image is acquired using an electron beam focused on one area of a target having a desired foil, and then the electron beam is focused on another area of the target having a different desired foil. To obtain a second image. Also, a third image can be obtained using a third region of the target having a third foil. Each image is partially or wholly subtracted to leave necessary features and remove unnecessary features. Transmissive X-ray tubes using this target provide the current dual-energy image that is disturbed by improper photons in each image, the energy separation between each X-ray that produces each image, and image noise. Can be improved. Not only does the position at which the electron beam strikes the target change, but also the energy of the electron beam striking a single foil or the output energy of the peak flux of the X-ray spectrum from that foil. By increasing the output X-ray flux, the intensity of each image can be individually adjusted.
[0046]
In another embodiment of the present invention, an X-ray target has a plurality of different thin foils laminated on a substrate that is substantially transparent to X-rays. Alternatively, if the foil farthest from the cathode is thick enough and strong enough to keep the vacuum in the tube from the atmosphere, no substrate is needed. The target is adapted to generate x-rays having substantially different characteristic line energies for use in a transmission x-ray tube in which the impact energy of the electron beam varies, which at least in part comprises a target material. , The thickness of the foil, and the impact energy of the electron beam.
[0047]
FIG. 2 shows a side view of the target, wherein the second laminated material is a very thin foil 2, which is laminated on the upper surface of a thick foil 3 laminated on the upper surface of the substrate 4. A substrate is shown for illustration. And although only two layers where a substrate is not required for all applications are shown, other layers may be added depending on the application. If the impinging energy of the electron beam is below the absorption limit for the characteristic line energy of all foils, no linear energy emission will occur. There is electron beam energy at which only one of the plurality of laminated foils generates characteristic X-rays. Similarly, there is a high energy electron beam where all foil layers generate characteristic X-rays.
[0048]
If more than two sets of line emission, e.g., yttrium (14.9 keV k-.alpha.) And molybdenum (17.4 keV k-.alpha.), Are desired from the same X-ray focus, the thickness on the beryllium or aluminum substrate A 0.4 μm thick yttrium foil coated on a 10 μm molybdenum foil has a k-α line of yttrium for an electron beam energy of 20 kV and a yttrium and molybdenum line for an electron beam energy of 60 kV. Can release both. Both identical y- and molybdenum k-α lines can be emitted from the same X-ray focus at an electron beam energy of 60 kV.
[0049]
FIG. 13 is a plot of the X-ray flux intensity as a function of the output X-ray flux energy from an X-ray tube with a laminated target of the present invention. A 2.0 μm thick tungsten layer is placed on the beryllium substrate. A second layer of silver having a thickness of 0.5 μm is laminated on the tungsten layer. The intensity of the X-ray flux generated when the electron beam strikes the target at an energy of 70 kV is plotted as a function of the output X-ray energy. The peak seen at about 8.4 keV represents the characteristic L line for tungsten, and the peak seen at about 22 keV represents the characteristic K line for silver. Impact electron beam energies less than about 10 keV do not produce any characteristic X-rays. However, as the electron beam energy increases, a characteristic L line of tungsten appears. At energies above about 31 keV, both tungsten L and silver K lines appear.
[0050]
X-ray images can be obtained using only tungsten L lines or using both tungsten L and silver K lines. Thus, this type of target provides a very high X-ray flux flow from the high energy K line of silver and a very clear separation of energy between the silver K line and the tungsten L line, Very useful for dual energy imaging. For illustration purposes, the K-lines for one material and the L-lines for the other material were used, but the K-lines for both materials can be used as well.
[0051]
When a single x-ray tube is used to generate two images of an object using different energy spectra and subtracting one from the other to remove unwanted signals, the stacked target of the present invention Is particularly useful. Since it is not necessary to move the electron beam, both images are made from spots at the same location. Some examples include subtracting unwanted fat tissue images from potential cancer lesion images in mammography, removing skeletal images from chest x-ray images, using standard two-photon absorption Mention may be made of bone densitometry, dual energy angiography, and many other dual energy imaging applications known to those skilled in the art in non-destructive examination and medical imaging.
[0052]
In another application, a feature to be examined using an X-ray contrast device relates to an X-ray contrast system comprising two or more features with different absorption spectra, each of which is important to the inspector. There are uses. This type of target is useful in multiple energy imaging for non-destructive inspection of electronic circuit boards and integrated circuits. In general radiography, by adjusting the electron beam voltage, the same x-ray tube can be used to control various parts of the body such as, but not limited to, orthopedics, chest, GI, and craniography. Imaging becomes possible. Optionally, a filter may be used to reduce unwanted low energy radiation.
[0053]
A single layer foil in a target having multiple thin foils that is substantially transparent to X-rays and covers discrete areas of the substantially flat substrate can be replaced with a laminated foil. The laminated foil region can generate X-rays having a plurality of characteristic energies by changing the collision energy of the electron beam, but other regions may have any other configuration required depending on the application. Good.
[0054]
In another embodiment of the present invention, a transmission X-ray tube is described that uses significantly higher electron beam energy than conventional bremsstrahlung X-ray tubes, and as the accelerating voltage of the electron beam increases, the electron transfer is increased. Increases the proportion of bremsstrahlung in the forward direction. However, while the proportion of total X-ray flux generated by two different accelerating voltages is proportional to the proportion of each accelerating voltage, which has conventionally been increased to the 1.7th power, most of the increased bremsstrahlung is Dispersed in the target as heat. Conventional x-ray tubes not only lose most of the potential increase in x-ray flux, but also generate large amounts of heat. By selecting the proper foil thickness, in the case of the X-ray tube of the present invention using a single target or multiple targets, the use of high electron beam energy allows the output X-ray The flux increases in proportion to the percentage of each electron beam energy voltage that has increased to about the 2.5th power.
[0055]
FIG. 5 shows actual measurements of the present invention at a silver target thickness selected to provide a characteristic X-ray of a K-line of substantially preselected energy. FIG. 8 is a plot of the logarithm of the output X-ray flux in mR / min against the acceleration voltage in kV of the X-ray tube, with a slope of 2.5. The prior art teaches that the electron beam energy needs to be about 50% above the K absorption limit of the target device. For example, molybdenum has a k-α absorption limit of 20 kV and produces 17.5 kV k-α radiation.
[0056]
Therefore, the electron beam energy is selected to be about 30 kV for a maximum target thickness of 2.0 μm. The target thickness must be increased corresponding to the increased electron beam collision energy. At the same time, the output energy spectrum from an X-ray tube with a molybdenum target is virtually the same when operated with electron beam energies from 30 keV to 60 keV (see FIG. 4). By doubling the electron beam energy of the present invention from 30 keV to 60 keV, the output X-ray flux of the preselected X-ray energy can improve the quality of the X-ray image because the energy spectrum of the output X-ray does not substantially change. It can be increased six times or more without lowering (see FIG. 5).
[0057]
A bright X-ray beam has a larger total number of X-ray photons per unit area reaching an object to be imaged or radiated than a current X-ray tube. The brightness of typical commercially available X-ray tubes is less than 20 mRem / mA when measured at a distance of 60 cm from the focal point. The X-ray tube of the present invention can provide many times the brightness. In one configuration of an X-ray tube using a 10 μm thick molybdenum target, a tube brightness of about 232 mRem / mA was produced at a distance of 60 cm from the focal point using 60 kV electron beam energy.
[0058]
Most of the increase in the output X-ray flux according to the present invention is due to forward bremsstrahlung, since the velocity approaches the speed of light when the electron impact energy is high enough. FIG. 11 shows emission patterns of accelerated particles moving at various speeds. The curves are for electron energies of 5, 15, 50 and 150 keV. As the speed of the electrons increases, the direction of the bremsstrahlung shifts forward due to relativistic effects. The transmission X-ray tube of the present invention takes advantage of this relativistic effect by efficiently using bremsstrahlung X-rays to generate useful characteristic X-rays at a deeper position in the target. X-rays are emitted through the end window. In a conventional X-ray tube with a thick metal target, this forward shift of the flux distribution is absorbed by the target as heat.
[0059]
In another embodiment of the present invention, where bremsstrahlung is more useful, instead of converting the X-rays to characteristic X-rays, the X-rays are used directly, and the same X-ray tube current and voltage are used for conventional X-ray. Obtain significantly higher flux density than wire tubes.
[0060]
If the energy of the impinging electrons is primarily below the threshold energy required to generate a single preselected energy X-ray, or the thickness of the target foil is twice the penetration depth of the electrons impinging on the target If so, the resulting x-ray is a substantially broad bremsstrahlung energy spectrum similar to today's medical contrast x-ray tubes.
[0061]
If the thickness of the foil target is too thin, most of the resulting radiation flux will be concentrated in the lower X-ray energy range. When comparing FIGS. 14A and 14C, and similarly FIGS. 14B and 14D, the concentration of X-rays is shifted to a higher energy range for the tungsten target having a thickness of 25 μm as compared with the target thickness of 5 μm. Low energy X-rays are not useful in many applications and must be removed to avoid harmful radiation of the object. The thick target of the present invention acts as a self-filter, removing low energy X-rays that become absorbed by the thick foil. Thus, a 25 μm thick target is more useful than a 5 μm thick target in some applications, even though the 5 μm target has a much higher flux density than that of a 25 μm target.
[0062]
On the other hand, a 5 μm thick target generates 8 to 14 times as much flux density as a 25 μm target. In some applications, if lower energy X-rays are more useful than higher energies in generating the image (end of the body, eg, limbs), a 5 μm thick target may be Generates more useful X-rays from a 25 μm target. By choosing the proper thickness and desired output flux, it becomes clear that any of a number of X-ray spectra can be generated.
[0063]
As the accelerating voltage of the colliding electrons is raised above about 160 kV for tungsten and platinum, the output spectrum gradually changes, primarily to characteristic k-line radiation. The tungsten k lines are 59.3, 57.9 and 67.2 kV. As the accelerating voltage is increased by more than 100% from these energies, the characteristic k-line gradually widens, and if the accelerating energy is sufficiently high, it eventually becomes the dominant output X-ray energy. However, if the acceleration energy is less than the threshold energy required to generate X-rays of a preselected energy, a broad bremsstrahlung spectrum is generated.
[0064]
In another embodiment of the present invention, depending on the type of foil used for the target and its thickness, when the tube voltage is increased many times the k-α energy for the target material, the peak k- The ratio of α flux to peak bremsstrahlung flux decreases with increasing tube voltage. The thickness of the foil target is less than twice the penetration depth of the electrons impinging on the target, and mainly bremsstrahlung occurs.
[0065]
16E-16H show that the k-α radiation does not increase much, but the bremsstrahlung does. It is another important feature of the present invention that the peak energy of the bremsstrahlung remains relatively constant at about 22 kV, as shown in FIGS. 16D-16H. This invariance of the flux with a continuous increase in the tube voltage is especially important for increasing the bremsstrahlung flux without shifting the energy to higher bremsstrahlung energy with the increasing electron bremsstrahlung energy as seen in FIG. Notable.
[0066]
As the voltage increases from 80 kV in FIG. 16E to 110 kV in FIG. 16H, the increase in output flux is proportional to the ratio of the increased voltage to the 1.6-1.7 power. Increasing the tube voltage allows increasing the flux without significantly heating the target, rather than by increasing the tube current alone, without significantly shifting the peak bremsstrahlung to higher energies. I do. This feature of the present invention is particularly useful for imaging electronic circuit boards, including but not limited to circuits made using Ball Grid Arrays.
[0067]
FIG. 5 shows how in a x-ray tube of the present invention having a single target, the increasing electron energy produces a strong characteristic x-ray emission from a silver foil target having a thickness of 25 μm. The preselected or k-alpha characteristic X-ray emission line for silver is 22 kV. As shown in FIGS. 5C and 5D, when the electron acceleration voltage is 100% greater than 22 kV, that is, 44 kV, the ratio of the peak flux densities of the k-α characteristic X-rays and the bremsstrahlung X-rays becomes 5: 1, and in FIG. 5D, approximately 8: 1.
[0068]
Target foils that produce k-α characteristic X-rays in the low energy range, such as titanium (4.5 kV), chromium (5.4 kV), manganese (5.9 kV), cobalt (6.9 kV), nickel (7. When 5 kV), copper (8 kV) or high silver (22 kV) as shown in FIG. 17 is used, the thickness of the target is made about 50 μm, and the acceleration voltage for electrons is k-α energy (160 kV is 160 kV). (Which is a typical acceleration voltage) or 20 times or more.
[0069]
FIG. 16 shows data obtained from an X-ray tube having a 25 μm thick nickel target without using a substrate. The k-α energy for nickel is 7.477 keV. FIG. 16H shows the output spectrum when an accelerating electron voltage of 110 kV is used. This is about 15 times the k-α energy for nickel, but it is readily understood by those skilled in the art that a similar output spectrum can be obtained at a voltage of 150 kV (more than 20 times the k-α energy). Will be done.
[0070]
FIG. 17 is data obtained from an X-ray tube having a 41 μm thick silver target. Comparing this with FIG. 5 using a 25 μm silver foil, a 41 μm thick target gives a higher percentage of k-line radiation. Further, although a target thickness of 41 μm was used to obtain the data, those skilled in the art will clearly appreciate that even with a target thickness of 50 μm, a slightly lower X-ray flux was measured and that any bremsstrahlung filtering was performed. Will occur.
[0071]
In FIG. 6, the thickness of the target implies the type of radiation desired. The boundaries between the bremsstrahlung and the characteristic radiation producing regions are represented by sharp lines, but in practice not only the line radiation occurring in very thin coatings, but also the braking occurring in thick thin film targets. There is radiation. When electrons enter the target, they typically stop within the first few μm of the target material. The electrons are stopped by either Coulomb scattering of the atoms of the target material by nuclei or by replacement with orbital electrons that generate characteristic X-rays. Although there are some characteristic X-rays from which impacting electrons are generated, the majority of electrons generate bremsstrahlung X-rays. The bremsstrahlung X-rays travel in the forward direction (the direction of the colliding electrons) and are replaced by orbital electrons inside the atoms of the target material as shown in FIG. Because the mean free path of these X-rays is large, most bremsstrahlung X-rays are converted to characteristic X-rays by this scattering mechanism. Thus, as shown in FIG. 6, most of the bremsstrahlung occurs when the electrons first enter the target.
[0072]
If the application does not require x-rays of substantially preselected energy, bremsstrahlung is generated by adjusting the energy of the impacting electrons and the target pressure, at a very low cost for many applications, A highly efficient X-ray source can be provided.
[0073]
FIG. 12 shows the results of a Monte Carlo simulation of how electrons of 20 kV energy are scattered when they are incident on the target. The scattering of electrons in the target varies, but most bremsstrahlung X-rays are generated during the initial scattering. Most of these bremsstrahlung X-rays are then converted to characteristic X-rays, depending on the thickness of the target material. Bremsstrahlung generates K, L, and M line radiation as it travels through the target material.
[0074]
FIG. 9 illustrates the mechanism by which K, L, and M line emissions occur. Bremsstrahlung interacts with shell electrons (usually K and L shells), causing them to be emitted. Electrons from the next energy level fill the vacancies of the electrons in the lower energy inner shell and emit characteristic x-rays when filling the vacancies.
[0075]
Another important feature of the present invention is that most of the electron beam stops in the first few μm of the target coating thickness, while the remaining portion of the target coating thickness absorbs the characteristic absorption of the target element. It functions as a filter that very efficiently absorbs bremsstrahlung photons with energies greater than the limit and re-emits photons in high yield as fluorescent line radiation. Since the filter function is tied to the target, the line radiation from the transmissive target is greatly enhanced and the line radiation originates from the same focal point of the target. Thus, in many applications, harmful low energy photons are efficiently filtered by the target, eliminating the need for additional filters and subsequent filter blur.
[0076]
A transmission X-ray tube configured for mammography having an electron beam energy of 60 kV and a target formed by depositing a molybdenum foil having a thickness of 10 μm on a beryllium substrate is compared with a current x-ray tube for mammography. As a result, the efficiency is increased about 5 times per 1 W of the electron beam power. By doubling the acceleration voltage of the electron beam to 120 kV, the output X-ray flux is further increased by about 6 times. By combining these results, an X-ray flux equivalent to that of a conventional mammography X-ray tube can be generated by supplying about 5% or less of power to the X-ray tube of the present invention. This power reduction reduces the weight and size of the X-ray tube and power supply, as well as the manufacturing costs of an X-ray generator incorporating the present invention.
[0077]
In addition, this can reduce the thermal load on the target and reduce the size of the point of impact of the electron beam, resulting in improved image resolution. The output X-ray flux of the X-ray tube is proportional to the tube current. The heat dissipated in the anode target is proportional to the tube current and the electron beam voltage. In the present invention, when the electron beam voltage is doubled, about six times the characteristic line X-ray flux is generated, but when the current is doubled, the generated characteristic line X-ray flux is only doubled. Therefore, increasing the acceleration voltage of the electron beam according to the present invention can more effectively increase the output X-ray flux than increasing the current.
[0078]
FIG. 12 shows the result of Monte Carlo simulation of electrons when electrons having an energy of 20 kV collide with an aluminum target material. This simulation shows that electrons are scattered many times when they enter the target. Each time an electron is scattered, it energizes the target material in the form of heat. Because significant scattering occurs in the lateral direction, heat spreads not only in the direction of the impinging electron beam but also in the lateral direction.
[0079]
As shown in FIG. 10, as the electron beam energy increases, the lateral spread increases and the penetration depth also increases. U.S. Pat. No. 5,627,871 states that for very thin targets of less than about 2.0 .mu.m, the temperature rise due to electron impact and the ² It is disclosed that the calculation is performed assuming a hemisphere having an area of (r is a point size). Ignore blackbody radiation, generated X-ray energy, and auger radiation. At the heart of the calculation is the assumption that the total impact energy of the electron beam is scattered near the X-ray target surface in focus. In the present invention, there is a considerable volume in which electrons lose their energy at higher electron beam energies than the heat generated by electron impact near the X-ray target surface in focus. In other words, the temperature rise per unit watt of the collision energy of the electron beam of the target material is considerably small for the high energy electron beam, so that the serious problem of overheating of the target is further reduced.
[0080]
The thickness of the coating depends on the material of the foil, on the desired form of X-ray radiation, such as line radiation, bremsstrahlung, or a combination thereof, on the desired brightness of the X-ray tube, and on the electron beam. Select according to the acceleration voltage. Experimentally multiply the electron beam energy by several times to determine the required thickness of the foil target and measure the preselected X-ray energy, resulting X-ray spectrum, and output X-ray flux .
[0081]
FIG. 16 shows the change of the flux spectrum with the voltage increased many times the k-α energy of nickel. If the target material is thick, the transparency is reduced but the life of the tube is prolonged. Therefore, the thickness of the target is determined in consideration of the balance between the life of the X-ray tube and the luminance. The thickness of the target is generally less than about 50 μm and greater than about 2 μm, but can be greater than 50 μm, especially when using a high energy electron beam, as shown in the electron beam penetration depth of FIG. As shown in FIG. 16, when the acceleration voltage is increased many times the k-α energy for any target thickness, the ratio of k-α to the peak energy of the bremsstrahlung actually begins to decrease. Thus, a 50 μm thick target can also be used to generate strong bremsstrahlung. If the energy of the impinging electrons is below the threshold energy to produce k-α X-ray radiation, the target should be between 2 μm and 25 μm thick, as shown in FIGS. 14C, 14D and 13. Can be.
[0082]
In the transmission type X-ray tube of the present invention, an electron beam is generated, and the electron beam is designed to collide with an end window to generate an X-ray flux. FIG. 7 shows an X-ray tube according to the invention. The X-ray tube 9 includes a vacuum chamber 10 surrounded by an envelope 11. One end of the chamber 10 is connected to a high voltage power supply 12, which is connected via a line 13 to an electronic device (not shown) for controlling the high voltage power supply.
[0083]
The chamber 10 houses a cathode electron beam emitter 19 connected to a high voltage power supply 12. The electron beam emitter can be made of many different filament materials and configurations known to those skilled in the art.
[0084]
The end window 14 has a foil target 15 on its inner surface against which the electron beam collides. Typically, the foil target is comprised of a low Z element and is mounted on a substrate window that is substantially transparent to at least some of the generated X-rays. The substrate window conducts current and heat and transmits X-ray flux, but is vacuum-sealed. However, if the target material has sufficient thickness and hardness, and is not porous, a substrate is not required and the target material itself provides a barrier to prevent air from entering the vacuum chamber.
[0085]
With respect to the foil deposited on the substrate, the free standing foil may be any electrically conductive material capable of generating X-rays. Although such foils can usually be made from metals or alloys of metals, there are conductive polymers comprising elements capable of generating X-rays according to the invention. Target materials with this type of mechanical feature include, but are not limited to, molybdenum, copper, nickel, tungsten, platinum, aluminum, gadolinium, gold, lanthanum, silver, thulium, yttrium, and alloys thereof. Also, conductive polymers can provide a foil target that does not require a substrate.
[0086]
If a substrate is used, heat can be easily removed from the substrate side facing the atmosphere. This is another great advantage of the present invention for tubes using either a rotating anode or a fixed solid anode. Beryllium and aluminum substrate materials undergo rapid heat transfer. If the substrate is not used, electrons can bombard the target and remove heat in the approximately 50 μm thick target of the heat generating spot. Forced air cooling, water cooling, and cooling by other means well known to those skilled in the art can reduce the cost of manufacturing X-ray tubes.
[0087]
The end window has a tube anode. The end window can be attached to an extension of the envelope 11. The power supply 12 can be adjusted using an integral or external control. Adjustments include, but are not limited to, adjusting the voltage applied from the cathode to the anode, adjusting the collision time of the electron beam with the target, adjusting the spot size of the electron beam impinging on the target, and controlling the tube. Adjustment of the current flowing through the Similarly, output X-ray flux or feedback from measurements of images acquired by the X-ray tube can be used for automatic control.
[0088]
In one embodiment, the electron beam can be focused by a focusing means. The focus can be on different areas of the target. An electrostatic lens 17 can be cited as one of the focusing mechanisms. The electrostatic lens is at a potential of the filament that optionally generates electrons, ie, at a voltage that is negative with respect to the filament voltage. The power supply 12 arbitrarily applies a voltage to the electron beam focusing means for supplying an electric current to the emitter 19 and applying an accelerating voltage to the electron beam coming out of the emitter (cathode) and impinging on the end window target (anode). And transformers and circuit elements for optionally supplying current to the means for moving the focal point, if necessary, and for providing other functions necessary for the operation of the X-ray tube. I have. In other embodiments, there may be no electrostatic lens. At least some components of power supply 12 may be contained in a container filled with insulating oil, gel, or epoxy resin.
[0089]
The flux density measurements shown here were generated by an electrostatic lens that was not optimal to give the highest possible output flux. Recent lens designs have increased the power flux by at least 4-5 times these initial measurements. It is expected that the flux mechanism will be further improved by improving the focusing mechanism.
[0090]
In one embodiment, the magnetic field focusing is provided by a ring magnet. Magnetic field focusing can be achieved by those skilled in the art using elements such as Suzuki pre-condenser objectives, quadrupole double lenses, quadrupole triple lenses, or permanent magnets. The electrostatic lens 17 and any magnetic field focusing devices may be used in combination or separately and adjusted using any method known to those skilled in the art to provide different focus sizes on the target material. . Depending on the need for thermal management and the like, the focal spot size can range from, but is not limited to, nanometers to millimeters.
[0091]
An important feature of all imaging with X-rays is that the relative absorption of X-rays between two different substances in the object to be imaged is different for X-rays of different energy. For example, soft tissue of the lung has a very different absorbance than bone tissue. Bone tissue absorbs a high percentage of x-rays used for medical imaging. On the other hand, soft tissue cannot be seen with high energy X-rays. The bones appear white when viewed from an image from an X-ray film or digital X-ray sensor, which means that most of the X-ray flux is absorbed by the bones and does not reach the film. Since high energy X-rays are only slightly absorbed by soft tissues, soft tissues appear black with high energy X-rays.
[0092]
The different absorbances in the two different materials being imaged will cause contrast, so that the two materials can be distinguished. For different types of soft tissue, there is a certain energy that can achieve the maximum absorption difference between the tissues. Ideally, X-rays containing only such energy are used in medical imaging. If the energy is too low, it will be absorbed by the patient as harmful radiation, and if it is too high, the X-ray detector will burn. By using the substantially characteristic X-rays output from the X-ray tube of the present invention and selecting the appropriate target material, the X-rays that provide maximum contrast with little generation of unwanted X-rays for imaging You can choose the energy. In other words, the X-ray tube not only generates a very high X-ray flux with the same tube power, but also reduces the total output X-ray flux of the X-ray tube required to provide the same image contrast. You can choose the energy. This advantage is applicable to all contrasts.
[0093]
High efficiency, small focal spot size, low power requirements, low x-ray emission to the patient due to the significant reduction of low energy x-rays, high resolution, small x-ray tube and power supply, and X Due to the low production costs of the tube, the X-ray tube according to the invention is particularly suitable for general medical X-ray imaging, medical X-ray fluoroscopy, cardioangiography, mammography, angiography, dental imaging, luggage It is suitable for a number of applications including, but not limited to, non-destructive inspection of shipping containers, electronic circuit board imaging, integrated circuit imaging, computed tomography, bone densitometry, and radiation therapy.
[0094]
The X-ray tube of the present invention is particularly advantageous as an X-ray source for C-arm and portable X-ray devices because of its light weight and high X-ray flux output. In a C-arm X-ray apparatus application, the X-ray source and the image receptor are mounted at opposite ends so as to face each other along the X-ray beam axis. The C-arm is rotatable around the object to acquire images of the object from a number of different angles. Since the entire X-ray source must be supported by a mechanical C-arm structure and physically moved around the object to be imaged, the lightweight transmission X-ray tube and power supply according to the present invention can be used with other X-ray sources. It is very advantageous in terms of cost compared to tubes.
[0095]
Portable X-ray devices require an X-ray source that can be moved or transported by at least one operator rolling over the ground during transport, and that can be selectively fixed when scanning a patient or animal. The lightweight, low cost, and high x-ray flux output x-ray tube according to the present invention can extend the use of portable x-ray devices for imaging applications that were not previously possible due to the limitations of current x-ray tubes. .
[0096]
The transmission X-ray tube according to the present invention can be combined with either multiple thin foil targets coated on discrete areas of a substantially flat substrate, or with foils laminated on the same target, and The advantages and applications of these targets can also be incorporated.
[0097]
The high photon flux output of the X-ray tube and / or the ability to generate X-rays of preselected energy according to the present invention can be achieved by irradiating a biological sample with such an X-ray flux, ionizing radiation of an X-ray beam, X-ray tubes are particularly cost effective in applications in which all or part of a biological sample is killed or significantly altered using the secondary fluorescent X-rays or Auger electrons generated by the X-ray flux.
[0098]
The focus can selectively move to different locations on the same target. In certain applications, the impinging electron beam is transferred from one foil material on the same target to another. In another application, the electron beam is placed at different locations on the same foil to reduce the thermal load at the focal point or to prevent the thin foil from being damaged during use and extend the life of the transmission X-ray tube. Move to Examples of techniques for moving such impinging electron beams include, but are not limited to, electron beam moving techniques in picture tubes and scanning electron microscopes known to those skilled in the art.
[0099]
The transmissive target may be stationary or may be part of a disk that rotates mechanically to spread the thermal load from the electron beam. In order to dissipate the heat generated in the target, a target liquid cooling device or a heat pipe cooling device can be used.
[0100]
In another preferred embodiment, the shape and design of the electron-emitting filament can be made in a manner known to those skilled in the art for confining the electron beam onto the target. There are a number of non-imaging applications where it is not necessary to focus the electrons. Examples of this application include, but are not limited to, sterilization and non-destructive fluoroscopy applications.
[0101]
The target and foil for the transmission X-ray tube of the present invention can be made of a single metal element, or other metals, including but not limited to alloys, ceramics, polymers and composites. It can also be made in combination with other elements. For example, it is used as a conventional target material selected from silver (Ag), molybdenum (Mo), yttrium (Y), rhodium (Rh), gold (Au), lanthanum (La), thulium (Tm), and the like. Including metal. Substrate materials include, but are not limited to, beryllium, aluminum, and alloys of these metals. Alternatively, a very thin foil of a high Z target such as tungsten (W), platinum (Pt) or gold (Au) of about 0.5 μm is considered to be a currently suitable target material such as lanthanum or thulium. It may not be laminated on another target foil. High-Z targets primarily generate bremsstrahlung, which excites line radiation from underlying targets.
[0102]
The measurement of the flux intensity for the data and the definition used in the present invention was performed with a Model 2026 Rating Monitor having a Model 20x6-6 detector of Radical Corporation. Measurements of the energy spectrum of the X-ray output from various shapes of the X-ray tube are available from Amtek Inc. Model PXZT-CTZ spectrometer with a Model XR-100T-CTZ detector.
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a plan view of a circular target with four different foils placed on the target in four different areas in the same plane.
FIG. 2 is a side view of a target composed of two layers of foil on a substrate.
FIG. 3 is a graph showing how bremsstrahlung changes when the acceleration voltage of a conventional X-ray tube increases from 5 kV to 25 kV.
FIG. 4 is a graph showing the X-ray line emission characteristics obtained by using four different accelerating voltages for an electron beam impinging on a molybdenum target.
FIG. 5 shows the relative value of the radiation X-ray flux obtained by changing the accelerating voltage of the electrons hitting the target using the same exposure time and the same X-ray tube current when the target material is silver. 4 is a graph showing typical strength.
FIG. 6 is a schematic diagram showing a thin target according to the present invention.
FIG. 7 is a schematic sectional view of an X-ray tube according to the present invention.
FIG. 8 is a graph showing the change in output X-ray flux as a function of the acceleration voltage of the electron beam.
FIG. 9 shows how X-rays generate line radiation when they interact with atoms of the target material.
FIG. 10 is a graph showing the penetration depth of an electron beam into nickel, gold and tungsten targets as a function of electron beam energy.
FIG. 11 shows the direction of emission of bremsstrahlung as a function of the energy of the decelerated electrons.
FIG. 12 illustrates a Monte Carlo simulation of the scattering of electrons impacting an aluminum target at an energy of 20 kV.
FIG. 13 is a graph showing the intensity of the output X-ray flux as a function of the output X-ray flux energy from an X-ray tube with a target made of a layer of silver and tungsten.
FIG. 14 shows the output energy spectrum of X-ray radiation generated from two different thicknesses of tungsten targets with varying accelerating electron energies, where the energy of the X-rays increases with increasing X-axis.
FIG. 15 is a graph showing the output energy spectrum of X-ray radiation generated from a conventional X-ray tube having a silver solid target and an excitation voltage of 35 kV.
FIG. 16A is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using a 40 kV X-ray tube voltage for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without substrate.
FIG. 16B is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 50 kV for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without a substrate.
FIG. 16C is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 60 kV for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without substrate.
FIG. 16D is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 70 kV for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without substrate.
FIG. 16E is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 80 kV for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without substrate.
FIG. 16F is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without a substrate, compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 90 kV.
FIG. 16G is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 100 kV for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without substrate.
FIG. 16H is a graph of the spectrum line emission of X-ray output energy compared to bremsstrahlung using an X-ray tube voltage of 110 kV for an electron beam impinging on a 25 μm thick freestanding nickel foil without substrate.
FIG. 17A is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 30 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17B is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 40 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17C is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 50 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17D is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 60 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17E is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 70 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17F is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 80 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17G is a graph of X-ray line emission using an accelerating voltage of 90 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 17H is a graph of X-ray line emission using an acceleration voltage of 100 kV for an electron beam impinging on a 41 μm thick silver target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 18A is a graph of X-ray line emission obtained by using an accelerating voltage of 30 kV for an electron beam impinging on a 2.1 μm thick molybdenum target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 18B is a graph of X-ray line emission obtained by using an accelerating voltage of 40 kV for an electron beam impinging on a 2.1 μm thick molybdenum target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 18C is a graph of X-ray line emission obtained by using an accelerating voltage of 50 kV for an electron beam impinging on a 2.1 μm thick molybdenum target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 18D is a graph of X-ray line emission obtained by using an accelerating voltage of 60 kV for an electron beam impinging on a 2.1 μm thick molybdenum target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 18E is a graph of X-ray line emission obtained by using an accelerating voltage of 70 kV for an electron beam impinging on a 2.1 μm thick molybdenum target deposited on a beryllium substrate.
FIG. 18F is a graph of x-ray line emission obtained by using an accelerating voltage of 80 kV for an electron beam impinging on a 2.1 μm thick molybdenum target deposited on a beryllium substrate.
[Explanation of symbols]
1 Target
2 foil
3 foil
4 Substrate
9 X-ray tube
10 chambers
11 Surrounding container
12 High voltage power supply
14 Side window
17 Electrostatic lens
19 Cathode electron beam emitter

Claims (23)

Ｘ線に対して実質的に透明であり実質的に平らな基板の個別の領域上に２つ又はそれ以上の薄い異なる箔、または同じ箔で異なる厚さの少なくとも２つの箔を有する透過型Ｘ線管用ターゲットであって、
他の箔と異なっている前記異なる箔の各々は、異なるＸ線を放射し、その特性は、単一の電子ビームが前記箔に衝突した時に、箔の特性によって少なくとも部分的に決定され、
同じ材料の異なる厚さの各々は、異なるＸ線を放射し、その特性は、単一の電子ビームが衝突した時に、前記箔の厚さによって少なくとも部分的決定され、且つ、
前記電子ビームは、前記異なる箔または前記同じ材料で異なる厚さの箔の１つに選択的に衝突するように、前記電子ビーム、前記ターゲット、または電子ビーム及びターゲットの双方が移動可能であることを特徴とするターゲット。Transmissive X having two or more thin different foils on discrete areas of a substantially flat substrate substantially transparent to X-rays, or at least two foils of the same foil but of different thicknesses A target for a wire tube,
Each of said different foils different from the other foils emits different X-rays, the properties of which are determined at least in part by the properties of the foil when a single electron beam impinges on said foil;
Each of the different thicknesses of the same material emits different X-rays, the properties of which are determined at least in part by the thickness of the foil when a single electron beam strikes, and
The electron beam, the target, or both the electron beam and the target are movable such that the electron beam selectively strikes the different foil or one of the same material but of different thickness. Target. 透過型Ｘ線管用のターゲット又は少なくとも一部のターゲットであって、
一方から他方へ順次積層された少なくとも２つの異なる箔を備え、
、電子ビームが前記電子ビーム源に最も近い前記箔に衝突すると、前記Ｘ線が発生され、
前記電子ビームのエネルギーのスペクトラムは、前記ターゲットの材料に衝突する電子ビームのエネルギーによって少なくとも部分的に決定され、
前記電子ビームのエネルギーは、少なくとも１つの前記箔の少なくとも１つの選択されたエネルギー特性のＸ線を発生するために、選択的に変更されることを特徴とするターゲット。A target or at least a portion of a target for a transmission X-ray tube,
Comprising at least two different foils sequentially laminated from one to the other,
When the electron beam strikes the foil closest to the electron beam source, the X-rays are generated;
The energy spectrum of the electron beam is determined at least in part by the energy of the electron beam impinging on the target material;
A target, wherein the energy of the electron beam is selectively altered to generate x-rays of at least one selected energy characteristic of at least one of the foils. 前記少なくとも２つの異なる箔は、Ｘ線に対して実質的に透明な基板上に順次積層されていることを特徴とする請求項２に記載のターゲット。The target according to claim 2, wherein the at least two different foils are sequentially laminated on a substrate that is substantially transparent to X-rays. 真空ハウジングと、
前記ハウジング内に配置され、少なくとも１つの薄い箔のターゲット材料を有する端窓陽極と、
前記ハウジング内に配置され、端窓を通って前記ハウジングを出るＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極と、
前記ターゲットの少なくとも１つの箔の、予め選択されたエネルギー特性の明るいＸ線ビームを発生させるために、選択された電子ビームエネルギーをもたらす、前記陰極に接続されている電源と、
を備える端窓Ｘ線管であって、
前記電子ビームエネルギーが、前記ターゲット箔のｋ−αラインＸ線特性の予め選択されたエネルギーより２倍以上、２０倍まで高く、且つ、
前記箔の厚さが、発生されるＸ線の明るい発生源となるように２〜５０μｍの間に選択されることを特徴とする端窓Ｘ線管。A vacuum housing,
An end window anode disposed within the housing and having at least one thin foil target material;
A cathode disposed within the housing and emitting an electron beam that produces an x-ray beam exiting the housing through an end window;
A power supply connected to the cathode for providing a selected electron beam energy to generate a bright X-ray beam of preselected energy characteristics of at least one foil of the target;
An end window X-ray tube comprising:
The electron beam energy is at least twice and up to 20 times higher than a preselected energy of the k-α line X-ray characteristic of the target foil; and
End window X-ray tube characterized in that the thickness of the foil is selected between 2 and 50 μm so as to be a bright source of the generated X-rays. 真空ハウジングと、
前記ハウジング内に配置され、少なくとも１つの薄い箔のターゲット材料を有する端窓陽極と、
前記ハウジング内に配置され、前記ハウジング内のビーム経路に沿って進み、前記陽極の点に衝突して前記端窓を通って前記ハウジングを出るＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極と、
ターゲット箔のＸ線特性の明るいビームを発生させるために、予め選択された電子ビームエネルギーをもたらす前記陰極に接続されている電源と、
を備える端窓Ｘ線管であって、
前記前記ターゲット箔の厚さは、主に制動輻射のＸ線を発生する前記ターゲットに衝突する電子の透過深度の２倍以下であることを特徴とする端窓Ｘ線管。A vacuum housing,
An end window anode disposed within the housing and having at least one thin foil target material;
A cathode disposed within the housing and emitting an electron beam that travels along a beam path within the housing and impinges on a point of the anode to generate an x-ray beam exiting the housing through the end window;
A power supply connected to the cathode for providing a preselected electron beam energy to generate a bright beam of X-ray properties of the target foil;
An end window X-ray tube comprising:
The end window X-ray tube according to claim 1, wherein a thickness of the target foil is twice or less a penetration depth of electrons that collide with the target that mainly generates bremsstrahlung X-rays. 真空ハウジングと、
前記ハウジング内に配置され、少なくとも１つの薄い箔のターゲット材料を有する端窓陽極と、
前記ハウジング内に配置され、前記ハウジング内のビーム経路に沿って進み、前記陽極の点に衝突して前記端窓を通って前記ハウジングを出るＸ線ビームを発生する電子ビームを放出する陰極と、
制動輻射Ｘ線の明るいビームを発生させるために、予め選択された電子ビームエネルギーをもたらす前記陰極に接続されている電源と、
を備える端窓Ｘ線管であって、
前記電子ビームエネルギーは、前記ターゲット箔の予め選択されたｋ−αラインのエネルギー特性のＸ線を発生するために、スレッショルドエネルギー以下であり、
前記発生されたＸ線は、主に制動放射であることを特徴とする端窓Ｘ線管。A vacuum housing,
An end window anode disposed within the housing and having at least one thin foil target material;
A cathode disposed within the housing and emitting an electron beam that travels along a beam path within the housing and impinges on a point of the anode to generate an x-ray beam exiting the housing through the end window;
A power supply connected to the cathode for providing a preselected electron beam energy to generate a bright beam of bremsstrahlung X-rays;
An end window X-ray tube comprising:
The electron beam energy is less than or equal to a threshold energy to generate X-rays with energy characteristics of a preselected k-α line of the target foil;
An end window X-ray tube, wherein the generated X-rays are mainly bremsstrahlung. 前記箔は、Ｘ線を実質的に透過する基板材料上に蒸着されることを特徴とする請求項４乃至請求項６のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 6, wherein the foil is deposited on a substrate material that substantially transmits X-rays. 前記電子ビームは、集束レンズによって前記ターゲットの表面の上、上方、又は下方に集束されることを特徴とする請求項４乃至請求項６のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 6, wherein the electron beam is focused on, above, or below the surface of the target by a focusing lens. 前記ターゲットは、ベリリウム、アルミニウム、またはそれらの合金から選択されることを特徴とする請求項１または請求項３に記載のターゲット。The target according to claim 1, wherein the target is selected from beryllium, aluminum, or an alloy thereof. 前記基板材料は、ベリリウム、アルミニウム、またはそれらの合金から選択されることを特徴とする請求項７に記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to claim 7, wherein the substrate material is selected from beryllium, aluminum, or an alloy thereof. 請求項１、請求項２、請求項３または請求項９のいずれか１つに記載されたターゲットを有する請求項４乃至請求項８または請求項１０のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。An end window X-ray according to any one of claims 4 to 8, or 10, having the target according to any one of claims 1, 2, 3, and 9. tube. 医療用画像の取得に用いられるＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, wherein the X-ray tube is used for acquiring a medical image. 電子回路板の画像の取得に用いられるＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, wherein the X-ray tube is used to acquire an image of the electronic circuit board. 集積回路の画像の取得に用いられるＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, wherein the X-ray tube is used to acquire an image of the integrated circuit. 断層撮影による画像を取得に用いられるＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, wherein the X-ray tube is used for acquiring an image by tomography. Ｘ線透視において使用されるＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, wherein the X-ray tube is used in X-ray fluoroscopy. コンピュータ断層撮影による画像の生成に使用されるＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, wherein the X-ray tube is used to generate an image by computer tomography. Ｘ線ビーム軸に沿って互いに対向するように反対側の端部にＸ線源と画像受容体とを有するＣアームにおいて使用することを特徴とする請求項４乃至請求項８請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。10. A C-arm having an X-ray source and an image receptor at opposite ends so as to face each other along the X-ray beam axis. Item 12. An end window X-ray tube according to any one of Items 11 to 13. 患者又は動物の造影のために地面をころがして移動可能であるか又は運ぶことができる携帯式Ｘ線源において使用することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。12. Use in a portable X-ray source which is movable or transportable by rolling on the ground for the imaging of patients or animals. An end window X-ray tube according to any one of the above. 歯科用影像を取得するのに使用するＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, 10 or 11, wherein the X-ray tube is used to generate a dental image. 複数エネルギー画像を取得するのに使用するＸ線を発生することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, 10 or 11, wherein the X-ray tube is used to acquire a plurality of energy images. 生物試料の全体又は一部分を破壊するＸ線フラックスを発生するために使用することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X according to any one of claims 4 to 8, 10, and 11, wherein the end window X is used to generate an X-ray flux that destroys all or a part of a biological sample. Wire tube. 骨密度測定に使用することを特徴とする請求項４乃至請求項８、請求項１０または請求項１１のいずれか１つに記載の端窓Ｘ線管。The end window X-ray tube according to any one of claims 4 to 8, which is used for bone density measurement.

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