(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
真空ハウジングと、
前記ハウジング内に配置され、端窓基板と、１つの箔または複数の箔を有する厚いターゲットと、を含む端窓陽極と、
前記ハウジング内に配置され、ビーム経路に沿って進んで前記端窓陽極の一点に衝突し、前記端窓基板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、
選択された電子ビームエネルギーおよびビーム電流を提供する前記陰極に接続されて、前記厚いターゲットの前記１つの箔または前記複数の箔の少なくとも１つの予め選択されたエネルギー特性の明るいＸ線ビームを生成する電源とを含み、
前記厚いターゲットの前記１つ箔または前記複数の箔の少なくとも１つの厚さが、７０μｍから２００μｍまでである透過型Ｘ線管。
【請求項２】
前記ビームエネルギーが、１０〜５００ｋＶｐである請求項１に記載の透過型Ｘ線管。
【請求項３】
前記厚いターゲットおよび前記端窓基板の厚さ合計が５００μｍであり且つ前記厚いターゲットおよび前記端窓基板が同じ材料で作られた請求項１に記載の透過型Ｘ線管。
【請求項４】
前記厚いターゲットが、実質的にＸ線を透過する基板材料の上に配置され、前記基板材料が、ベリリウム、アルミニウム、銅、リチウム、ボロン、またはその合金から選択される請求項１に記載の透過型Ｘ線管。
【請求項５】
前記電子ビームが、集束レンズにより前記厚いターゲットの上方、下方または上表面に集束される請求項１に記載の透過型Ｘ線管。
【請求項６】
（ａ）請求項１に記載の透過型Ｘ線管を提供するステップと、
（ｂ）前記Ｘ線管によってＸ線透視に用いる前記発生したＸ線の源を生成するステップとを含むＸ線透視法。
【請求項７】
（ａ）請求項１に記載の透過型Ｘ線管を提供するステップと、
（ｂ）前記Ｘ線管によって歯科用画像を取得するためのＸ線を生成するステップとを含む歯科用ＣＴ画像の取得法。
【請求項８】
（ａ）請求項１に記載の透過型Ｘ線管を提供するステップと、
（ｂ）前記Ｘ線管によって医療用画像を取得するための前記発生したＸ線の源を生成するステップとを含む医療用画像の取得法。
【請求項９】
（ａ）請求項１に記載の透過型Ｘ線管を提供するステップと、
（ｂ）前記Ｘ線管によってＣＴ画像の作成に使用される前記発生したＸ線の源を生成するステップとを含むＣＴ画像の作成方法。
【請求項１０】
請求項１に記載の透過型Ｘ線管と、
Ｘ線ビーム軸に沿って互いに向かい合う両端に設置されたＸ線源および受像機を有するＣアームとを含む装置。
【請求項１１】
（ａ）請求項１に記載の透過型Ｘ線管を提供するステップと、
（ｂ）前記Ｘ線管によってｋアルファ特性ラインＸ線を生成するＸ線回折法。
【請求項１２】
Ｘ線顕微鏡の使用に用いる高濃度単色Ｘ線の源を提供する請求項１に記載の透過型Ｘ線管を備えた装置。
【請求項１３】
前記厚いターゲットの前記１つの箔または前記複数の箔のうちの少なくとも１つに使用される材料が、スカンジウム、クロム、スズ、アンチモン、チタン、鉄、銅、ニッケル、イットリウム、モリブデン、ロジウム、ランタニウム、パラジウム、ガドリニウム、エルビウム、イッテルビウム、ツリウム、タンタル、タングステン、レニウム、プラチナ、金およびウランの元素のうちの少なくとも１つを含む請求項１に記載の透過型Ｘ線管。
【請求項１４】
前記厚いターゲットの前記１つの箔または前記複数の箔のうちの少なくとも１つに使用される材料が、前記元素から有効な特性Ｘ線放射を生成する前記元素のうちの少なくとも１つから成る合金、共晶合金、化合物または金属間化合物を含む請求項１３に記載の透過型Ｘ線管。
【請求項１５】
Ｘ線透視に使用する透過型Ｘ線管であって、
真空後に密封された、または連続的に真空にされた真空ハウジングと、
実質的にＸ線を透過する端窓基板と、前記端窓基板に取り付けられた少なくとも１つの厚い箔のターゲットとから成り、前記ハウジング内に配置される端窓陽極と、
そのうち、前記厚い箔が、７０μｍより厚く且つ２００μｍ以下の厚みであり、または前記ターゲットおよび前記端窓基板の厚さ合計が５００μｍであり且つ前記ターゲットおよび前記端窓基板が同じ材料で作られ、
前記ハウジング内に配置され、ビーム経路に沿って進んで前記端窓陽極の一点に衝突し、前記端窓基板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、
前記陰極および陽極に接続され、１０〜５００ｋＶｐの選択可能な電子ビームエネルギーおよび選択可能な電子ビーム電流を提供して、前記Ｘ線ビームを生成する電源と、
を含み、前記電子ビームが、集束レンズにより前記ターゲットの上方、下方または上表面に集束され、
測定される対象の位置に前記Ｘ線を案内するためにコリメーションが使用される、透過型Ｘ線管。
【請求項１６】
真空後に密封された、または連続的に真空にされた真空ハウジングと、
実質的にＸ線を透過する端窓基板と、前記端窓基板に取り付けられた少なくとも１つの厚い箔のターゲットとから成り、前記ハウジング内に配置される端窓陽極と、
そのうち、前記厚い箔が、７０μｍより厚く且つ２００μｍ以下の厚みであり、または前記ターゲットおよび前記端窓基板の厚さ合計が５００μｍであり且つ前記厚いターゲットおよび前記端窓基板が同じ材料で作られ、
前記ハウジング内に配置され、ビーム経路に沿って進んで前記端窓陽極の一点に衝突し、前記端窓基板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、
前記陰極および陽極に接続され、１０〜５００ｋＶｐの選択可能な電子ビームエネルギーおよび選択可能な電子ビーム電流を提供して、前記Ｘ線ビームを生成する電源と、
を含み、前記電子ビームが、集束レンズにより前記ターゲットの上方、下方または上表面に集束され、
前記端窓基板の近くに１つのキャピラリーまたはキャピラリーの束が配置され、前記端窓基板を出る前記Ｘ線ビームの少なくとも一部を収集するとともに、前記キャピラリーまたはキャピラリーの束の他端を出るようＸ線を案内する透過型Ｘ線管。
【請求項１７】
インラインによって対象を検査する装置であって、
管の内側に配置された厚い箔ターゲットに焦点スポットを提供し、前記管の端窓を通って前記管を出るＸ線ビームを生成して、円錐のＸ線を形成する集束された電子ビームを有する透過型Ｘ線管と、
そのうち、前記厚い箔ターゲットが、７０μｍより厚く且つ２００μｍ以下の厚みであり、または前記厚い箔ターゲットおよび前記端窓の厚さ合計が５００μｍであり且つ前記厚いターゲットおよび前記端窓基板が同じ材料で作られ、
前記Ｘ線管に接続され、１０〜５００ｋＶｐの選択可能な電子ビームエネルギーおよび選択可能な電子ビーム電流を提供して、前記Ｘ線ビームを生成する電源と、
検査したい対象を前記Ｘ線円錐の内側に設置して前記Ｘ線による照射を行うように前記管および検査したい対象が位置決めされ、
前記対象を前記Ｘ線円錐に導入して検査を行い、検査が完了した後にそれらを取り除く自動化された材料処理装置と、
或る位置に配置され、前記透過管からのＸ線により照射された前記対象を出るＸ線を検出する少なくとも１つの検出器と、を含む装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、ターゲット（target）からの高エネルギー特性線放射が比例的に増加した時に不必要な低エネルギーＸ線を大幅に減らす透過型Ｘ線管からＸ線を発生するための改良された方法に関するものである。特に、約５０μｍ以上の厚い透過型ターゲットの使用に関する。本発明は、医療用および歯科用造影、蛍光透視、および非破壊検査（non-destructive testing, NDT）等の様々な用途を含む。
【背景技術】
【０００２】
２００７年２月２０日に発行された米国特許第７，１８０，９８１号（参考用に全文を添付）において、最大で４１μｍ厚のターゲット箔（target foil）を用いた端窓（end window）Ｘ線管が開示されている。４１μｍのターゲット材料は、使用するターゲット材料によっては、低エネルギー範囲で発生したＸ線のいくつかをフィルタリングすることができる。しかし、依然として、医療用Ｘ線の患者に過度の線量を受けさせる、あるいは、Ｘ線顕微鏡、蛍光Ｘ線またはＸ線回折用のＸ線管の使用等の用途において除去しなければならない不必要な低エネルギーＸ線を提供するかなりの低エネルギーＸ線発生がある。
【０００３】
米国特許第７，１８０，９８１号において、透過管（transmission tube）に２つの異なるターゲット厚の銀ターゲットを用いたデータが示されており、１つは２５μｍ厚、もう１つは４１μｍ厚である。２５μｍ厚の銀ターゲットからのスペクトルに関する図５Ａ〜図５Ｄと４１μｍ厚の銀ターゲットの図１７ａ〜図１７ｄを比較すると、出力フラックスは、４１μｍ厚の銀ターゲットからのデータよりも、２５μｍのターゲットからのデータの方が非常に高くなっている。したがって、この先行技術からのデータは、当技術分野において一般に認められていること、つまり、透過型ターゲットの厚さが厚くなるにつれて、電子が最初にターゲットに侵入した時に発生したＸ線をその厚いターゲットが吸収するということを教示している。したがって、４１μｍ厚の銀のターゲットは、２５μｍのターゲットよりもフラックスがはるかに弱い。この特許には、４１μｍ厚のターゲットからのデータが含まれているが、どの市場がこのようなターゲットを取り扱っているのかについては言及していない。２５μｍ厚の銀ターゲットが優れたスペクトルデータを示していることは、データから明確である。
【０００４】
当技術分野における技術者の常識として、大部分のＸ線は、ターゲット材料へ侵入した最初の数ミクロン内の電子によって発生し、比較的厚い透過型ターゲットは、Ｘ線がターゲットを通過した時に既に発生したＸ線を吸収することによって生じるＸ線ビームの品質を下げる。したがって、市販されているＸ線管において、タングステンターゲットを使用する透過管の大部分は、通常、厚さが８μｍまたはそれ以下の薄さに設定されている。
【０００５】
フランスのＯＥＣＤ原子力機関（OECD Nuclear Energy Agency）が保持するＰＥＮＥＬＯＰＥは、電子がＸ線ターゲットに進入した時に電子と光子の移動をシミュレーションするために幅広く使用される多目的モンテカルロ（Monte Carlo）ソフトウェアツールである。詳細なシミュレーションを受けることのできる実験状況には、初期運動エネルギーが低い電子源（約１００ｋＶｐまで）または薄い箔に衝突する電子ビームのような特殊な幾何形状のいずれかが含まれる。初期エネルギーが比較的大きいか、または幾何形状が厚い場合、実際に停止するまでの電子による衝突の平均数が非常に大きくなるため、詳細なシミュレーションはあまり効果がない。そのため、ＰＥＮＥＬＯＰＥは、厚い透過型ターゲットが含まれている時、または衝突している電子の加速電圧が１００ｋＶｐを超えている時に、確実なシミュレーションを提供することができない。したがって、特に厚い透過型ターゲットが約１００ｋＶｐ以上の加速電圧を使用した時にこれらのターゲットの使用結果を予測することのできる確実なシミュレーションツールは存在しない。この文献では、他のシミュレーションパッケージについても言及されているが、それらが本当にそのようなスペクトルを生成する場合、出力スペクトルを生成するために使用するものであるという仮定についてはあまり知られていない。
【０００６】
アプライドフィジックスレターズ誌（Applied Physics Letters）９０、１８３１０９において２００７年に発表された「カーボンナノチューブフィールドエミッターを使用した透過型微小焦点Ｘ線管」と題する論文において、著者は次のように開示している。「…ターゲット材料の厚さが増すにつれ、ターゲットを介してＸ線が透過している間のＸ線減衰は非常に大きくなる。計算結果に基づくと、４０ｋｅＶの電子エネルギーで最大Ｘ線強度を生成するためには、ベリリウム窓（Be window）のＷの被膜厚さは１．１μｍになるものと確定される」。これは、透過型ターゲットが薄い箔であるべきだという当技術分野における技術者の意見をサポートする。
【０００７】
Ｘ線の多くの用途において、低エネルギーＸ線放射は、撮像、Ｘ線回折分析またはＸ線顕微鏡に必要な高エネルギーにおいて有効Ｘ線を発生する時の不要な副産物である。医療用用途において、低エネルギーＸ線放射は、有効な画像を作成せずに患者に吸収されるため、不要な追加の線量になる。
【０００８】
単色Ｘ線は、多くの場合、工業利用に用いる従来の源からＸ線を使用して発生する。しかし、従来の反射および透過型Ｘ線管源を用いて発生した広エネルギー帯域のＸ線の単色成分を有効な単色Ｘ線に変換するためには、相当の努力と費用を必要とする。
【０００９】
このような単色Ｘ線は、結晶回折やＸ線顕微鏡によく使用されるが、相当量の低エネルギーＸ線放射が存在する時、単色Ｘ線エネルギーを生成するコストは増加する。
【００１０】
不要な反射型Ｘ線管を使用する医療用造影用途において、低エネルギーＸ線は、Ｘ線管に外付けされたフィルタによってフィルタリングすることができる。このようなフィルタは、高い有効Ｘ線より低いエネルギーＸ線をより多く減らすが、Ｘ線を先にフィルタリングできる量、獲得できる焦点スポットサイズ、およびビーム衝突がターゲットに損傷を与えるターゲットの一点（spot）から除去することのできるエネルギーの量に制限がある。さらに、管電流および管電圧が同じ量である場合に、透過管が反射型管の何倍も多くの有効Ｘ線を発生することは周知である。
【発明の概要】
【発明が解決しようとする課題】
【００１１】
医療用造影Ｘ線によって作成される画像の品質を下げずに、あるいは、実際に改善することによって、患者が目にする線量を減らす方法を考える必要がある。従来のＸ線源は、多くの工業用および医療用用途に用いる高強度の準単色Ｘ線にさらに変換できる高品質の特性Ｘ線を発生する必要がある。
【課題を解決するための手段】
【００１２】
端窓型、透過型Ｘ線管は、真空管ハウジングと、ハウジング内に配置され、１つの箔または複数の箔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、ビーム経路に沿って進んで陽極の一点に衝突するとともに端窓を通ってハウジングを出るＸ線ビームを発生する１０ｋＶｐから５００ｋＶｐのエネルギーを有する電子ビームを放出する陰極とを含む。選択可能な電子ビームエネルギーを提供する陰極に電源が接続され、厚いターゲット箔の少なくとも１つの予め選択されたエネルギー特性の明るいＸ線ビームを発生する。少なくとも１つのターゲット箔の厚さは、約５０μｍより大きく、２００μｍまたはそれ以上の厚さであってもよい。同じ材料をターゲットおよび端窓に使用した時、ターゲット／端窓の厚さ合計は、５００μｍになることができる。
【００１３】
ターゲットは、拡散接合、ホットプレス（hot pressing, HP）法または熱間静水圧加圧（hot isostatic pressing, HIP）法で基板に厚い箔を取り付けることによって形成される。基板材料は、実質的にＸ線を透過するもので、ベリリウム、アルミニウム、銅、リチウム、ボロン、またはその合金から選択される。
【００１４】
ターゲット箔は、代わりに、少なくとも１つの元素から有効な特性Ｘ線線放射を生成する２つまたはそれ以上の元素の合金、共晶合金、化合物または金属間化合物で作られてもよい。Ｘ線ターゲットに使用する材料は、スカンジウム、クロム、アンチモン、チタン、鉄、ニッケル、イットリウム、モリブデン、ロジウム、パラジウム、ガドリニウム、エルビウム、イッテルビウム、銅、ランタニウム、スズ、ツリウム、タンタル、タングステン、レニウム、プラチナ、金、およびウランのうちの１つを含むことができる。
【００１５】
電子ビームは、集束メカニズムによりターゲットの上方、下方または上表面に集束することができる。ターゲットは、ベリリウム、アルミニウム、銅、またはこれらの合金等の異なる材料の端窓に取り付けることができる。
【００１６】
上述した透過管を使用する用途は、歯科用ＣＴ（computed tomography）画像、医療用画像、ＣＴ画像、Ｘ線回折図形、Ｃアーム（C-Arm）画像、透視画像およびＸ線顕微鏡を取得するための管を使用することを含む。
【００１７】
上述した技術を用いる２つの用途は、Ｘ線造影と、Ｘ線のコリメーション（collimation）を利用してＸ線の経路を検査したい対象に案内する蛍光分析である。
【００１８】
端窓のすぐそばに配置された単一のガラスキャピラリー（glass capillary）または一束のガラスキャピラリーを使用して、出力Ｘ線の少なくとも一部をキャピラリーまたはキャピラリーの束の他端に案内し、蛍光透視や産業用造影の用途に用いてもよい。
【００１９】
厚いターゲット箔を用いた透過管のもう一つの用途は、自動化された材料処理装置であるインライン（in-line）によって対象を検査するものである。
【図面の簡単な説明】
【００２０】
【図１】本発明の透過型Ｘ線管を示す概略的横断立面図である。
【図２】反射型Ｘ線管を示す概略的横断立面図である。
【図３】１つの反射型Ｘ線管および異なるターゲット構成を有する２つの透過型Ｘ線管から成る３つの異なるＸ線管のそれぞれに発生した光子の数を示すグラフ図である。
【図４】４つの透過管うちの３つが本発明の透過管であるスペクトルのグラフ比較である。
【図５】中央線から異なる角度において４μｍ厚のタンタルターゲットを用いた単一の透過型Ｘ線管からのスペクトルを示すグラフ図である。
【図６】中央線から異なる角度において２μｍ厚のタンタルターゲットを用いた単一の透過型Ｘ線管からのスペクトルを示すグラフ図である。
【図７】本発明の管から光子を捕獲するとともに、空間の異なる位置でそれらを集束するために使用されるガラスキャピラリーを示す概略的横断立面図である。
【図８】単一のキャピラリーまたは束のキャピラリーを用いて本発明の管からＸ線の出力を案内した時の絵画図である。
【図９】本発明のＸ線管を使用して、自動化された材料処理ステムを用いて対象のインライン検査を行った時の概略図である。
【図１０Ａ】中央線において２５μｍ厚のモリブデンターゲットを用いた透過型Ｘ線管からのデータを示したものである。
【図１０Ｂ】中央線から６０度において２５μｍ厚のモリブデンターゲットを用いた透過型Ｘ線管からのデータを示したものである。
【図１１】１３０μｍ厚のタンタルターゲットを用いた本発明のＸ線管からの出力スペクトルと、２ｍｍのアルミニウムおよび１ｍｍのベリリウムの両方の端窓の使用を比較したグラフ図である。
【図１２】全てのスペクトルが積層された６．３５のアルミニウム端窓に取り付けられた２５μｍ厚のタンタルターゲットを用いた透過管から、中央線、１０度、２０度および３０度で取った一連のスペクトルである。
【発明を実施するための形態】
【００２１】
オープン型の透過管は、通常、電子回路造影や他の高解像度の用途に使用されるが、対象画像に高い増倍率（multiplication factor）が必要な時には、代わりにＸ線源として使用することもできる。クローズ型の管は、真空状態で密閉されるが、オープン型または「ポンプダウン型」の管は、通常、操作中によく動かなくなる部品を頻繁に取り換えるために使用されるため、真空を引くことによって連続的に取り付けられた真空ポンプを有する。本発明の透過管の目的のため、後で述べる場合を除いて、オープン型の透過管とクローズ型の透過管の両方を含む。
【００２２】
別段の定めがない限り、Ｘ線管のスペクトルデータは、１ｍｍ厚のＣｄＴｅ検出器および１０ｍｌのＢｅフィルタ（Be filter）を備えたＡｍｐｔｅｋ社のＭｏｄｅｌ  ＸＲ‐１００で取得したものとする。この検出器は、Ｘ線管および検出器の前面に配置された直径１００μπιのコリメータ穴を有するタングステンコリメータから１ｍの距離に配置される。管電流および露光時間は様々であるが、比較データは、管電流が５０μＡ、収集時間が６０秒に基準化されている。
【００２３】
本発明の目的のために、電子加速電圧はｋＶｐで示し、範囲は１０ｋＶｐ〜５００ｋＶｐとする。５００ｋＶｐ以上の電子加速電圧は含まれない。また、Ｘ線光子のエネルギーは、ｋｅｖ（キロ電子ボルト）で示す。
【００２４】
図１において、本発明の透過管（アイテム７）は、真空ハウジング（アイテム９）と、大気に露出したハウジングの端部に配置された端窓陽極（アイテム１）とを含む。Ｘ線ターゲット箔（アイテム２）は、端窓陽極の上に配置される。電気的に刺激された陰極（アイテム３）は、電子ビーム経路（アイテム４）に沿って加速する電子を放出し、Ｘ線を発生する陽極ターゲット（アイテム８）に衝突する。電源（アイテム６）は、陰極と陽極の間に接続され、電子ビームに対して加速力を提供する。発生したＸ線は、端窓を通ってＸ線管を出る。端窓の材料は、一般的に、ベリリウム、アルミニウム、銅、リチウム、ボロンおよびその合金から選択されるが、代わりに、当技術分野に知られている低端窓材料がある。端窓材料の厚さは、特定の用途に合わせて調整することができる。通常、電気的にバイアスをかけたオプションの集束環頭（アイテム５）は、ターゲットの一点の上方、下方または上表面に電子ビームを集束する。ターゲット表面の一点の最大直径は、焦点スポットサイズまたはスポットサイズと称される。出力Ｘ線は、ターゲット材料に特有の制動放射（bremsstrahlungまたはbraking radiation）と特性線放射の両方を含む。先行技術は、ターゲット箔の厚さが４１μｍであってもよいと明示している。本発明の１つの好適な実施形態において、透過型Ｘ線管は、先行文献の開示よりもはるかに厚いターゲット箔を利用し、５０μｍよりも厚く、２００μｍと同じくらい厚い。
【００２５】
図２は参考として提供したものであり、陰極（アイテム１２）および陽極（アイテム１４）が設置された真空ハウジングから成る反射管を概略的に示したものである。陽極（アイテム１４）は、Ｘ線が陽極に衝突した時に発生した熱を除去する基板の上に配置されたＸ線ターゲットから成る。電子は、当技術分野において知られている任意の方法によって、陰極から放出される。電源（アイテム６）は、陰極と陽極の間に接続され、電子ビーム経路（アイテム１０）に沿って陰極から電子を加速するとともに、陽極（アイテム１４）の一点で衝突する電界を提供して、側窓（アイテム１１）を通って管を出るＸ線ビーム（アイテム１３）を生成する。反射管は、ターゲットの電子ビームが衝突する側と同じ側から発生したＸ線を取り入れる。
【００２６】
図３は、３つの異なるＸ線管のスペクトル出力を示したものである。３つの管は、いずれも臨界Ｘ線エネルギーが４０〜７０ｋｅｖの間の同じ数の光子計数に基準化されており、歯科用ＣＴ造影の市場において通常使用されているフィルタによりフィルタリングされるだけでなく、Ｃアーム装置を含む医療用造影の他の用途に使用される管と非常に類似する。Ｃアーム装置において、Ｘ線源と受像機は、Ｘ線管の中央線の方向に沿って互いに向かい合う両端に設けられる。本発明の低線量は、特に、患者が長時間にわたってＸ線に放射されるＣアーム装置において魅力的である。アイテム１５は、タングステンのターゲット材料を用いて３ｍＡの管電流および１２０ｋＶｐの管電圧で操作された反射型Ｘ線管の出力スペクトルを示したものである。アイテム１７は、１．２ｍＡの管電流で操作された箔厚が２５μｍのタンタルを用いた先行文献の透過型管の出力スペクトルを示したものである。アイテム１６は、１．３５ｍＡの管電流で操作された箔厚が５０μｍのタンタルを用いた本発明の透過型管の出力スペクトルを示したものである。予想した通り、透過型管からの計数は、同じ管電流に対して反射型管よりもはるかに高かった。１０〜４０ｋｅｖの間のＸ線の不要な線量合計を調べたところ、タングステンターゲットを用いた透過型Ｘ線管の１０〜４０ｋｅｖの間の光子計数の合計は、５２，７６３カウントであった。同じく、２５μｍ厚のタンタルターゲットを用いた透過管の光子計数の合計は、１０〜４０ｋｅｖの間で４７，７４０であり、低エネルギーＸ線において９．５％の減少を示した。５０μｍ厚のタンタルの計数合計を調べると、反射型管と比較して、１０から４０ｋｅｖまでの光子エネルギーのフラックスにおいて、反射型Ｘ線管よりも２１．８％の減少を示した。フィルタリングは３つの管に対して同等である。
【００２７】
図４は、医療用および歯科用画像の取得に本発明のＸ線管を使用した場合の明確な利点と、２５μｍ（アイテム２４）、５０μｍ（アイテム２５）、６５μｍ（アイテム２６）および１３０（アイテム２７）μｍ厚のタンタルターゲットを用いて１２０ｋＶｐの管電圧で操作した非破壊検査（ＮＤＴ）用途を示したものである。データは全て基準化されている。４０〜７０ｋｅｖの間のフラックス合計は、５０μ厚のターゲット材料を用いたタンタル管と等しくなるよう設定されている。実際には、これは、各管のフラックスが５０μｍ厚のターゲットを用いた管のフラックスと等しくなるまで管電流を変化させることと同じである。ターゲット厚が増加するにつれ、４０ｋｅｖ以下の線量は、より厚いターゲットによって劇的に減少する。同時に、高エネルギー放射（約７０ｋＶｐから１２０ｋＶｐまで）は、実質的に増加せず、ほとんどの場合、かえって減少する。これは、特に医療用造影、歯科用ＣＴ造影、医療用ＣＴ造影、およびＣアーム造影の市場において有用であり、当然のことながら、当技術分野における技術者にとって明白である。好適な実施形態では、ターゲット材料としてタンタルを使用したが、他のターゲット材料を使用して本発明の特定の用途に必要な異なるスペクトル特性を提供してもよい。４０ｋｅｖ以下のＸ線放射の減少により、医療用造影の用途において人体に吸収され、Ｘ線画像の品質を上げずに組織の損傷をもたらすＸ線の量が減少する。より厚いターゲットを有するターゲット材料のｋライン（k-line）特性エネルギーとｋ吸収端（k-edge）の間の余分な放射量は、ターゲットが厚くなるにつれ、画像の品質を大幅に改良する。このデータは、５０μｍおよびそれ以上の厚さのターゲットを使用した場合の利点を明確に示している。
【００２８】
【表１】
0005901028.tif 000002
【００２９】
図５は、中央線（０度）（アイテム１８）、中央線から６０度（アイテム１９）および中央線から８０度（アイテム２０）で測定したＸ線フラックスについて、４μｍ厚のタンタルを用いた透過管からの出力フラックスを示したものである。０度でのタンタルターゲットの厚さは４μｍであり、６０度での厚さは８０μｍまではっきりと増加し、８０度では２０μｍ以上になった。図６は、中央線（アイテム２１）、６０度（アイテム２２）および８０度（アイテム２３）で測定した２μｍ厚のターゲットを用いた透過管からの出力フラックスのグラフ図である。表１は、２μと４μ厚のタンタルターゲットを比較した相対的なＸ線フラックスを示したものである。ターゲットの厚さが増加するにつれて、追加された厚さによって吸収されるＸ線の量が劇的に増加するという一般概念が、２つの薄い透過型ターゲットに関するこの限定されたデータによってサポートされる。そのため、当技術分野における技術者が透過型ターゲットと反射型ターゲットの間で選択のオプションを与えられた時、約８μｍよりも厚い透過型ターゲットを使用しないように注意を払う。単に生成された光子の数を見るよりも、これらの光子の品質も調べなければならない。図５および図６を観察すると、４０ｋｅｖでのフレックスとそれ以上でのフレックスの間の差は、中央線からより高い角度において実質的に減少しないことがはっきりわかる。曲線のｌライン放射部分でのフラックスの吸収量は、明らかに高エネルギーよりも低エネルギーにおいてはるかに高くなる。実際の医療用造影および非破壊Ｘ線管用途のほとんどは、ｌラインを必要としないか、あるいは使用しない。
【００３０】
多くの注目を浴びた放射線物理学のある領域では、物体における電子‐光子輸送に関心が持たれている。ＰＥＮＥＬＯＰＥは、任意の材料に広いエネルギー範囲で適用することのできる電子と光子の輸送のシミュレーションを行う現代の多目的モンテカルロツールであり、フランスのＯＥＣＤ原子力機関において保持される。ＰＥＮＥＬＯＰＥは、電子とＸ線分光、電子顕微鏡と微量分析、生物物理学、線量測定、医療診断と放射線療法、および放射線損傷と遮蔽を含む多くの実際状況および技術に対して量的なガイダンスを提供する。
【００３１】
詳細なシミュレーションを受けることのできる実験状況は、初期運動エネルギーが低い（約１００ｋＶｐまで）電子源または薄い箔に衝突する電子ビームのような特殊な幾何形状のいずれかを含む。初期エネルギーが比較的大きい、または幾何形状が厚い場合、実際に停止するまでの電子による衝突の平均数が非常に大きくなり、詳細なシミュレーションはあまり効果がない。そのため、電子が透過型ターゲットに衝突した時に生じるＸ線発生を予測するための最も精巧なシミュレーションソフトウェアでさえ、厚いターゲットまたは約１００ｋＶｐ以上の高電子エネルギーを取り扱っていない。
【００３２】
ＳＭＴＡ国際議事録（The Proceedings of SMTA International Conference）でデビッド・バーナード（David Bernard）により２００２年９月に発表された「ＢＧＡ／ＣＳＰ  Ｘ線検査に対するＸ線管選択基準」と題する論文において、「トレードオフは、商業用途において優れたＸ線フラックスを提供する（すなわち、長寿命）と同時に、これらが（ターゲットを）通過した時にＸ線を自己吸収し過ぎないようにする必要があるため、これは透過管ターゲットに対して特に重要である」と開示されている。これは、ターゲットが薄ければ薄いほど、ターゲットがターゲットの内側で発生するＸ線を吸収する量も少なくなるという陳述に対して重要である。
【００３３】
アプライドフィジックスレターズ誌（Applied Physics Letters）９０、１８３１０９において２００７年に発表された「カーボンナノチューブフィールドエミッターを使用した透過型微小焦点Ｘ線管」と題する別の論文において、著者は次のように開示している。「ターゲット材料の厚さが入射電子の範囲よりも小さい場合、電子はターゲットを通過することができ、一部の電子エネルギーのみをＸ線に変換する。そのため、電子エネルギーをＸ線エネルギーに変換する効果を上げるためには、十分に厚いターゲット材料を必要とする。しかしながら、ターゲット材料の厚さが増加すると、ターゲットを介してＸ線が侵入している間、Ｘ線減衰が非常に大きくなる。これは、与えられたビーム電流に対して最大Ｘ線強度を発生させる最適ターゲット厚が存在し、最適な厚さは入射電子エネルギーによって決まることを示唆している。Ｗ厚の関数としてのＸ線強度は、輸送計算コード（particle transport code）＿ＭＣＮＰＸを用いて計算される。計算結果に基づくと、４０ｋｅＶ電子エネルギーで最大Ｘ線強度を発生させるためには、ＢｅウィンドウのＷの被膜厚さは、１．１μｍになるものと確定される。出力Ｘ線のスペクトル成分の分析は行われていない。
【００３４】
物理研究における核計測および方法（Nuclear Instruments and Methods in Physics Research）Ｂ  ２６４（２００７年）の３７１〜３７７頁において発表された「高輝度微小焦点Ｘ線管に対するＸ線ターゲットパラメータの最適化」と題する別の論文において、著者は、管電圧が３０ｋＶｐの透過タングステンの透過型ターゲットの最適な厚さは約１μｍであり、管電圧が１５０ｋＶｐのタングステンについては８μｍまで増加すると論文の図２で結論付けている。これは、透過型Ｘ線管に用いる最適ターゲット厚の選択に関する最近発表された常識について再度指摘している。
【００３５】
当技術分野において、ターゲット材料が厚くなればなるほど、ターゲットの内側で発生したＸ線を吸収して、ターゲットの別の側に存在する放射線量を減らし、且つＸ線管を使用不能にするため、透過型ターゲットのターゲット厚が増加するにつれて、発生するＸ線放射量も減少するということは常識である。しかし、吸収されたエネルギーの量とは光子エネルギーの関数であり、制動放射線が厚いターゲットを通過した時に、制動放射線の多くが有効な特性放射線に変換されることは考慮されていない。ターゲット材料が厚くなるにつれて有効なＸ線放射が増加することをまだ説明していない他の現象もあるかもしれない。ＰＥＮＥＬＯＰＥまたは他の出版された文献のいずれにおいても、低電子エネルギーおよび／または薄いターゲットに限定されているため、十分なサポートを提供していないのである。
【００３６】
下記の表２は、５０μｍおよび１０μｍ厚のタンタル箔片を通過するＸ線によって吸収されたエネルギーの比率を示したものである。Ｉ／Ｉ0は、（Ｉ）５０μｍ厚のタンタルシートおよび１００μｍ厚のタンタルシートを通過するＸ線光子フラックスと、箔に侵入したＸ線の量（Ｉ0）を比較した測定値である。
【００３７】
【表２】
0005901028.tif 000003
【００３８】
吸収端（-edge）は、光子と相互作用する原子のｋシェル（k-shell）電子の結合エネルギーのちょうど上方の光子エネルギーで生じた光子の減衰係数における突然の増加を示している。減衰における突然の増加は、光子の光電吸収によるものである。光電吸収は、Ｘ線造影および非破壊検査用途において非常に有用なｋラインＸ線の放射に対抗する。
【００３９】
この相互作用を起こすためには、光子がｋシェル電子の結合エネルギーよりも大きいエネルギーを有していなければならない。そのため、電子の結合エネルギーのちょうど上方のエネルギーを有する光子は、この結合エネルギーのちょうど下方のエネルギーを有する光子よりも吸収されやすい。
【００４０】
この表では、タンタルのｋ吸収端とｌ吸収端の上方のエネルギーを有するＸ線を吸収することによって発生すると思われるｋラインおよびｌラインＸ線の追加量が予測されていない。この表は、単にどのくらいのＸ線放射がタンタル箔の一片を通過し、ｋｅｖ単位でのＸ線の入力エネルギーおよび箔の厚さの関数としてどのくらい吸収されるのかについて予測したものである。
【００４１】
この表は、１００μm厚のターゲットがこのターゲットによって発生したｋ吸収端のちょうど下方のエネルギーの全てのうちわずか３５．７％未満しか吸収しないという重要な発見を示している。そのため、管電流における２５％の単純な増加によりＸ線を発生することで、５０μm厚のターゲット箔から出るＸ線と同量のＸ線を提供することができる。しかし、ｋ吸収端のちょうどまわりで吸収される大量の光子は、ｋアルファ（k-alpha）放射線に変換されることが可能であるため、その必要はない。
【００４２】
元素タンタルの場合、ｋ吸収端は、６７．４６ｋｅｖの光子エネルギーで発生する。表２において、「６７．４６ｋｅｖ高」は、ｋ吸収端のちょうど上方の吸収係数を示す。「６７．４６ｋｅｖ低」は、ｋ吸収端のちょうど下方のＸ線エネルギーの吸収量を示す。５０μm厚のタンタル箔の場合、ターゲットの別の側（Ｉ）を通過するＸ線エネルギーと箔（Ｉ0）に侵入するＸ線エネルギーの量を比較した比率は、タンタルのｋ吸収端のちょうど下方で８０．２０％になり、ｋ吸収端のちょうど上方で３７．４０％になることが示されている。したがって、ｋ吸収端のちょうど下方では、５０μm厚のタンタルターゲットは、エネルギーの８０．２０％が吸収されずに通過するため、撮像および非破壊検査用途に有効なＸ線を提供することができる。しかしながら、ｋ吸収端のちょうど上方のエネルギーを有する光子の６２．６０％は、タンタル箔によって吸収される。箔がＸ線管のターゲットになった時、ｋ吸収端の上方のＸ線エネルギーが吸収された際に追加のｋアルファ放射線を発生するため、有効なＸ線放射の量を追加する。１００μｍ厚のタンタルターゲットの場合、通過したエネルギーの量は６４．３０％であるが、ｋシェル電子によって吸収されたエネルギーの量は８６％まで増加する。本発明のターゲットを使用した場合、追加された５０μｍにより追加の材料が追加され、そこで高エネルギーＸ線が吸収されて、有効なｋラインＸ線が発生する。
【００４３】
表２からわかるように、１００μｍ厚のターゲットは、Ｘ線放射を４０ｋｅｖおよびそれ以下の量に減らし、より高い比率のｋ吸収端上方のエネルギーを吸収するという大きな利点を有する。これは、Ｘ線管の撮像能力を追加しないで線量を増加するためにのみ使用される低エネルギーＸ線を減らし、追加のｋアルファ放射線を発生する比較的厚いターゲット材料を通過する高エネルギーＸ線を吸収するという二重の利点を提供する。ここでは説明にタンタルを使用したが、他のターゲット元素も、各ターゲット材料に対し異なるｋ吸収端を用いて同じ方法で作用する。
【００４４】
注意すべきこととして、ｋ吸収端のちょうど下方の箔によって吸収された衝突エネルギーの合計は、５０μｍ厚の箔では１９．８％しかなく、１００μｍ厚の箔は３５．７％である。１００μｍ厚のターゲットは、ｋ吸収端値より高いエネルギーを５０μｍ厚のターゲットよりもはるかに多く吸収する。ｋ吸収端の上方のエネルギーに対するエネルギー吸収メカニズムは、ｋアルファ放射の追加発生を含む。この追加のｋアルファ放射は、５０μｍ厚のターゲットと比較して、１００μｍ厚のターゲットに対してより高く、ｋアルファ放射線として有効なＸ線を追加する。この現象は、図４において明確に示されている。ターゲット厚が２５から１３０μｍ厚のタンタルに増加した時、５５〜６０ｋｅｖの間（タンタルに対するｋａは５６．２７８ｋｅｖ）のＸ線放射の比率は、ターゲットが厚くなるにつれ着々と増加する。これは、ｋ吸収端の上方のエネルギーから発生した追加のｋアルファ放射により説明することができる。ｋ吸収端のちょうど下方のターゲットによって吸収されるＸ線放射の量は少ないが、より厚いターゲットが使用されると、Ｘ線用途に必要な適切レベルのＸ線を維持するために追加の管電流が必要になる。管電流が増加すると、ターゲットの表面から除去されるべき熱の量も増加する。そのため、Ｘ線放射の出力フラックスの合計量が重要な用途において、追加の管電流によって生じた熱を除去するための追加のステップが必要となる。
【００４５】
過剰な熱を除去するため、透過管は、電子がターゲットに衝突する側と反対側の端窓に高圧力流体を衝突させることを利用することができる。透過管は、端窓の表面に乱流液体流を集束することによって熱を除去するのに特に適している。熱は、熱が発生した場所のすぐ近くで除去することができるため、ターゲットの真空側で上昇する温度を最小化することができる。同様に、厚いターゲット管では、ターゲットに衝突する電子の熱分布は、電子が厚いターゲットに侵入するにつれて広がることは周知である。この熱の広がりによって、電子が焦点スポットのターゲットに衝突して管電流がより高くなる点において、温度上昇が減少する。本発明の管では、端窓基板の厚さを約１００〜２５０μｍまで薄くして、約１５０〜４５０μｍの液体冷却を有する電子ビームによって生成された熱をターゲットのビームスポットから除去することができる。ターゲットに衝突する熱フラックスは非常に高くてもよいため、冷却液を使用して熱を除去した時、液体からの相変化を最大限に利用して、電子の衝突スポット付近で蒸発させなければならない。
【００４６】
マンモグラフィ（mammography）造影に使用される業界標準のＸ線管は、モリブデンターゲットおよび管真空の外側に配置された３０μｍ厚の追加のモリブデンフィルタで作られた図２の反射型Ｘ線管であり、反射管スペクトルの出力を大幅に変更し、モリブデンターゲットからの特性ｋアルファ放射を増加させる。これは、電子が反射型ターゲットに衝突した場所から通常１５ｍｍ以上離れて管の外側にフィルタが追加されるため、フィルタのぼやけ（filter blur）が不必要に増加してしまった時にそうなる。
【００４７】
マンモグラフィ造影の市場における透過型Ｘ線管の使用を調査すると、透過管を使用した場合、フィルタは厚いターゲットの一部になるため、反射型管に比べて、フィルタのぼやけを大幅に減らすことができる。透過管の生産に詳しい技術者に基づいて、２５μｍ厚のモリブデンターゲットを透過管のターゲットとした。厚いモリブデンターゲットがそれ自身のフィルタとして作用し、Ｘ線が発生したスポットの近くにフィルタがあるとすれば、Ｘ線画像の品質は向上するはずである。しかしながら、厚いターゲットはそれ自身のＸ線をフィルタリングするという一般常識から、ターゲットの厚さは２５μｍに制限される。このような実験的管を作成しい、出力スペクトルを分析した。
【００４８】
図１０Ａは、６０ｋＶｐの管電圧を用いて、管の中央線から０度および６０度で取った２５μｍのモリブデンＸ線管のスペクトルを示したものである。重畳された画像において影の付いた領域は、６０度でのスペクトルである。図面を比較しやすくするため、Ａｍｐｔｅｋ社の分光計のコリメータを中央線で直径２００μｍから中央線から６０度で直径４００μｍまで増やした。図１０Ｂは、同じ２つのスペクトルを示したものであるが、影の付いた領域は、中央線でのスペクトルである。６０度でのスペクトルの品質は、２５μｍの品質よりも優れていた。低エネルギーＸ線または線量は少なく、モリブデンのｋアルファおよびｋベータ（k-beta）エネルギーを含むエネルギー帯域のＸ線放射はより多かった。これは、透過管により厚いターゲット材料を用いることが適切ではないという先行文献の一般概念に反する。
【００４９】
本発明の１つの好適な実施形態において、５０〜５５μｍ厚のモリブデンターゲットを２ｍｍ厚のベリリウム端窓に取り付けた。Ｘ線スペクトルを市販のマンモグラフィＸ線管および２５μｍの厚いターゲットを用いた図１０Ａおよび図１０ＢのＸ線からのスペクトルと比較した。下記の表は、３〜１０ｋｅｖ、１０〜１６．８３ｋｅｖ、１６．８３〜２０．５ｋｅｖ（モリブデンのｋライン特性を含むエネルギー帯域）、および２０．５ｋｅｖ以上のエネルギー帯域における各管のフラックスの比率を示したものである。Ｘ線スペクトルは、中央線および中央線から４５度で、５０〜５５μｍ厚のターゲットに対して測定された。ターゲット厚は、実際に。中央線から４５度で４０％厚くなった。
【００５０】
【表３】
0005901028.tif 000004
【００５１】
市販の管は、モリブデンターゲットと、胸部を撮像する前にＸ線が通過する３０μｍ厚のモリブデンフィルタを用いた反射型管であった。スペクトルデータは、その管の中央線で取られたものである。２５μｍ厚のモリブデンターゲットを用いた管からのデータは、中央線および中央線から６０度で示されている。３０ｋＶｐと３５ｋＶｐ、および中央線から４５度で操作された本発明の５０〜５５μｍのモリブデンターゲットの場合、１６．８３ｋｅｖよりも低いエネルギーのフラックス合計において約６０％の著しい減少があり、患者が通常の乳房Ｘ線撮影の間に反射管から受ける線量を大幅に減らしている。同時に、１６．８３〜２０．５のモリブデンに対する特性ｋラインエネルギー範囲におけるフラックスの量は、約５０％の増加があり、胸部の高品質撮像にとって重大である。１６．８３〜２０．５ｋｅｖ（４９．５０％）の市販の反射型管のフラックスの比率は、３〜１６．８３ｋｅｖ（４６．３％）の不必要なフラックスと比較すると、管電圧３０ｋＶｐの場合は中央線から４５度（１６．８３〜２０．５ｋｅｖで７３．７％および１６．８３ｋｅｖ以下で２２．０５％）、および３５ｋＶｐで操作された同じ管の場合は中央線から４５度（１６．８３〜２０．５ｋｅｖで７５．６％および１６．８３ｋｅｖ以下で１６．２％）において５０〜５５μｍのターゲットよりもはるかに劣る。これは、類似する管電流に対してはるかに高いフラックスを提供する市販の管よりも高い電圧で管を操作している間に行われたものである。
【００５２】
ターゲット材料がタンタルでターゲット厚が２５μｍの透過型Ｘ線管を６．３５ｍｍ厚のアルミニウムの端窓に配置し、テストを行った。測定の角度を管の中央線（０度）から、中心線から１０度、２０度および３０度へと変化させた時、テストした８０、９０、１００、１１０および１２０ｋＶｐの各電圧に対して測定されたスペクトルは実質的に差異がなかった。これは、当技術分野における技術者の全ての一般常識に反する。Ｘ線は、中央線で２５μｍであったのと比較して、３０度では３８．８μｍ厚のターゲットを通過した。また、Ｘ線は、中央線の場合と比較して、３０度ではさらに追加１ｍｍのアルミニウムを通過した。特に測定の角度が５．５７ｋｅｖのタンタルの特性ｋアルファラインにおいて０から３０度に変化した時、Ｘ線放射に一貫した減少はなかった。図１２は、上記で特定した管を中央線から０、１０、２０および３０度の角度において１２０ｋＶｐの管電圧で操作した時の全スペクトルの重畳画像（superimposition）を示したものである。特に注目すべきことは、５５〜６０ｋｅｖの範囲のｋアルファにおける出力フラックスの曲線が実質的に同じであることである。また、注意すべきこととして、タンタルのｋ吸収端で出力フラックスの急激な減少があり、厚いターゲットに侵入するエネルギーより高い制動放射Ｘ線エネルギーが吸収され、少なくともいくつかが特性ｋライン放射に変換されている。
【００５３】
【表４】
0005901028.tif 000005
【００５４】
表４は、上述した設定で得られたスペクトルデータを編集したものである。各角度および各管電圧における係数の合計が表に示されている。中央線の３０度以内のＸ線出力において非常に小さな変化がある他に、注目すべきことは、管電圧における２倍の増加に対し、中央線におけるＸ線フラックスの量が４．２倍増えており、電圧が高ければ高いほど、およびターゲットが厚ければ厚いほど、より多くの出力フラックスを生成することを示唆している。これは、Ｘ線ターゲットの熱負荷における比例的増加よりも少ない量で管の加速電圧（ｋＶｐ）を増やすことによって、出力フラックスの合計を増加できるという特別な利点を提供する。熱負荷におけるこの減少をアシストする別の現象は、ターゲットが厚くなればなるほど、より多くの負荷分散があり、それによって、電子がターゲットに衝突する場所でターゲットの表面温度を下げることである。
【００５５】
本発明の３つの異なる好適な実施形態において、本発明の透過型Ｘ線管は、５０、６５および１３０μｍ厚のタンタルターゲットで作られたものである。ここではターゲット材料としてタンタルを使用して説明しているが、ターゲット材料は、スカンジウム、クロム、スズ、アンチモン、銅、ランタニウム、チタン、鉄、ニッケル、イットリウム、モリブデン、ロジウム、パラジウム、ガドリニウム、エルビウム、イッテルビウム、ツリウム、タンタル、タングステン、レニウム、プラチナ、金およびウラン、およびそれらの合金、共晶合金、化合物または金属間化合物を含むＸ線透過型ターゲットとして使用するのに適した任意の数の異なる材料であってもよい。上述した材料のうちの１つの合金、金属間化合物、共晶合金、または化合物がターゲット箔に使用された時、ターゲットは、少なくとも１つのターゲット元素から特性X線放射を発生する。
【００５６】
先行技術では、厚いターゲットは電子に衝突することによってターゲットの内側に発生したＸ線を吸収しすぎるため、このような厚いターゲットは良くないという意見を一貫して保持しているが、特定の用途に対する放射線の品質についてはこれまで調査されたことがない。本発明は、単に出力されたＸ線放射量の合計を調査したものではない。様々な用途での使用に対して出力スペクトルの品質を調査した時、５０μｍおよびそれ以上の厚いターゲットが、Ｃアーム用途、歯科用ＣＴ用途、上半身および下半身Ｘ線造影、医療分野におけるＣＴ用途を含む医療造影への透過管の用途、および電子回路造影、電子チップ造影、蛍光分析、Ｘ線顕微鏡、ＣＴ画像、Ｘ線回折、および当技術分野に知られている他の手段等の非破壊検査（ＮＤＴ）用途において、大きな進歩を与えることは明確である。
【００５７】
電子がターゲット材料の表面に侵入した時、その材料の密度によって、電子の最大透過深度（penetration depth）が衝突している電子のエネルギーにより決定する。電子がタンタルに衝突した時、例えば、１００ｋｅｖにおいて、透過深度はおよそ８μｍであり、１５０ｋｅｖでは、ほぼ１６μｍである。クロム等の低密度の透過深度は、それぞれ１００ｋｅｖで２０μｍであり、１５０ｋｅｖエネルギーで３７μｍである。より深いレベルでの二次的なＸ線発生を有する電子の透過深度は、５０μｍよりも厚いターゲット厚においてＸ線の出力が向上する理由を完全に説明することができない。
【００５８】
本発明の１つの好適な実施形態において、拡散接合を利用して、厚いターゲットを端窓基板に取り付ける。拡散接合は、負荷の下で予め加工された構成要素を通常保護雰囲気（protective atmosphere）または真空において高温度（elevated temperature）で保持することを含む。使用した負荷は、通常特許材料のマクロ変形を引き起こす負荷以下であり、温度は０．５〜０．８Ｔｍ（Ｔｍ＝ｋの融点）を使用する。温度での時間は、通常、１〜６０＋分の範囲である。
【００５９】
拡散接合された接合部は、特に柔軟であるが依然として強さを残しているため、極度的な温度に耐えることができる。接合された材料が熱膨張係数に適合しない場所でも、接合部は信頼性がある。そのため、拡散接合は、電子が本発明のターゲットに衝突する場合のように、高使用温度で熱衝撃の恐れがある用途に特に適している。
【００６０】
本発明の１つの好適な実施形態において、端窓材料は、２ｍｍ厚のアルミニウムを選択する。アルミニウムは、端窓を決まった場所に保持し、管の内側と外部大気の間に真空密封を形成するために使用されるステンレス鋼製フレームに拡散接合またはホットプレスが施される。本発明の１つの実施形態では、１３０μｍ厚のタンタルで作られた厚いターゲットも、アルミニウム端窓の真空側に拡散接合またはホットプレスが施される。図１１は、１３０μｍ厚のタンタルターゲットおよび２ｍｍ厚のアルミニウム端窓を用いた本発明のＸ線管の出力スペクトル（アイテム５０）と、端窓が１ｍｍのベリリウムで作られた場合の類似するＸ線管（アイテム４９）を比較したものである。両方の管の出力合計は、等しくなるため、４０〜７０ｋｅｖに基準化されている。しかしながら、４０〜７０ｋｅｖのエネルギー帯域で同じＸ線強度のＸ線を提供するため、アルミニウム端窓を用いた管の管電流は、８％増加させる必要がある。明らかに、アルミニウム端窓は、同等のベリリウム端窓よりも線量がはるかに少ない。いくつかの医療用途において、低エネルギーにおけるこの線量の減少は、ベリリウム端窓を用いた同様の管を操作するのに必要な増加エネルギーよりも重大である。アルミニウムフィルタをスポットサイズのすぐ近くに設置することにより、フィルタを反射型または透過型のＸ線管の大気側に設置した場合と比較して、フィルタのぼやけを大幅に減らすことができる。本実施形態において２ｍｍ厚のアルミニウム端窓を使用して説明を行ったが、他の端窓材料と厚さを代わりに用いても同様の結果が得られる。ホットプレスおよび拡散接合が好適であるが、当技術分野における技術者によって、Ｘ線管フレームとターゲット材料の両方にアルミニウムを取り付ける方法を代わりに用いてもよい。
【００６１】
固相拡散接合は、ガス放出率の低い延性中間層材料（ductile interlayer material）を利用して本発明のターゲット箔と基板の金属材料を接合することができる。生じた接合には、含有物がない。拡散接合の分野において知られている任意の数の可能な中間層材料を使用することができる。ターゲット箔材料か基板材料のいずれかの溶解温度を超えない延性中間層の溶解温度を選択するのが賢明である。
【００６２】
あるいは、ターゲット箔を基板にスパッタリングするか、あるいは、かなり高い圧力（１００〜２００Ｍｐａ）で基板を取り付ける熱間静水圧加圧（ＨＩＰ）によってターゲット箔を取り付けるかのいずれかの方法を使用してもよい。熱間静水圧加圧（ＨＩＰ）によって接合した場合、高圧力によって表面が仕上げ加工（finish）されるが、あまり重要ではない。０．８μπι  ＲＡおよびそれ以上の仕上げ加工を使用することができる。
【００６３】
本発明の１つの実施形態において、測定したい対象における元素の存在と濃度の蛍光透視測定に使用するため、集束された透過管を使用して、焦点スポットサイズが約０．１μｍ〜３ｍｍのＸ線を生成する。スポットサイズは、通常、３μｍ〜２００μｍの間であるのが好ましい。Ｘ線管の出力は、分析したい対象に衝突する小さなＸ線ビームにコリメートされ、ビームの小部分のみを利用して対象の放射された部分にＸ線蛍光を強制する。Ｘ線ビームの放射位置が既知で多様な場合、当技術分野において知られている１つまたはそれ以上の関心元素の存在と濃度を示すマップを作成することができる。厚いターゲットを用いた透過管を使用すると、反射管およびターゲット厚の少ない透過管を使用した場合よりも多くの利点を有する。対象における特定の関心元素を励起するのに必要な精密エネルギーのｋアルファＸ線の非常に高い比率は、反射管で作るよりよりも、高い管電圧において作り出すことができる。コリメータは、Ｘ線スポットに非常に近い場所に設置することができ、反射管の約２０〜３０ｍｍと比較して、通常１または２ｍｍ以内に設置されるため、反射管のＸ線ビーム強度の１／ｒ2の損失（loss）を大幅に減らすことができる。また、コリメータは、コリメータの壁に吸収された有害な高エネルギーＸ線を除去する機能も有する。
【００６４】
本発明の別の好適な実施形態において、単一の厚いターゲット箔は、２つまたはそれ以上の元素の合金、共晶合金、化合物または金属間化合物で作られる。ターゲット材料を積み重ねる、または複数のターゲットを使用して、電子ビームを１つから別の１つへ選択的に移動させることによって、単一の元素よりも有効な特性ラインを含むＸ線を発生することができるが、コストがかかる。しかしながら、２つまたはそれ以上の元素を単一のターゲットに混合することによって、このようなコストを回避することができる。このような合金または化合物で作られた箔は、容易に購入することができ、且つ拡散接合、ホットプレス（ＨＰ）法または熱間静水圧加圧（ＨＩＰ）法のいずれかによって、厚い箔を端窓に取り付けることができる。
【００６５】
あるいは、２つの元素を同時にスパッタリングして、厚いターゲット箔を端窓に直接形成する方法もある。
【００６６】
異なる特性Ｘ線放射線を使用し、管電圧を連続して変化させることによって、合金または化合物を有する各元素からの特性放射線の比率を変え、当技術分野における技術者が調べようとする対象の特定の化合物を撮像または識別する有用な方法を提供することができる。
【００６７】
このような厚い箔は、箔の中のたった１つの元素を使用することによって多くの問題を処理することができる。低い溶点、低い熱伝導率、生産環境において管理の困難な高反応材料は、多くの問題のうちのほんの一部であるが、元素を混合して他の元素で有効な特性放射線を提供することによって解決することができる。
【００６８】
ランタン／スズを用いた例を以下に示す。中でも、血管造影、ＣＴ造影およびマンモグラフィにおけるイメージング剤として、ロヂン（lodine）がよく使用される。患者にロヂンベースのイメージング剤を投与した後、１つのＸ線画像を高比率のランタンｋアルファ（３３．４４０ｋｅＶ）で撮影し、２つ目のＸ線画像を高比率のスズｋアルファ（２５．２７０ｋｅＶ）で撮影してから画像を取り出した結果、３３．１６４ｋｅＶのｋ吸収（K-absorption）を有するヨウ素の明確な画像が得られた。同様に、スズ含有はんだのデュアル撮像も同じ２つの元素（ランタンおよびスズ）を用いて行い、はんだ付け作業の品質管理ツールを提供することができる。６０％のランタンおよび４０％のスズを含む金属間化合物は、両元素に対して高強度のｋラインＸ線を発生するのに十分な量の各材料を用いた任意の数の可能なターゲット材料の一例を提供する。各元素からのｋアルファ放射の量は、Ｘ線管電圧を変化させることによって調整される。
【００６９】
本発明の１つの好適な実施形態において、本発明の透過管は、通常、当技術分野において知られている特殊ガラスまたは任意の適切な材料で作られた単一のキャピラリーまたは一束のキャピラリーに結合され、透過型Ｘ線管によって発生したＸ線の一部を案内および集束する。図７は、透過型管の出力（アイテム３１）に結合された単一のキャピラリーを示したものであり、焦点スポットでターゲット（アイテム３２）に衝突する透過管の集束された電子ビームを示す。陽極基板（アイテム３０）に配置されたターゲットは、Ｘ線のビーム（アイテム３３）を生成し、その一部は端窓を出て単一のキャピラリー（アイテム３４）に侵入して、キャピラリーの反対の端から出る。一般的に、このような単一のキャピラリーは、直径が約２０〜１５０μｍの焦点スポットから、およそ１〜１０μｍの非常に狭いＸ線ビームにＸ線を集束するために用いられるが、管のスポットサイズおよび出力Ｘ線の狭いビームのサイズは本発明に限定されない。同様に、ターゲット材料または材料も最高効率の蛍光分析を提供する材料を選択することができる。
【００７０】
図８は、Ｘ線管のスポットサイズを集束して、回折、蛍光および撮像に有用なＸ線ビームのさらに高い解像度を作り出すため、または、ほぼ平行のＸ線ビームを提供して対象の内側の分散を減らすために使用される一束のキャピラリーを示したものである。Ｘ線は、本発明の透過型ターゲットの焦点スポット（アイテム３９）で生成される。アイテム３７は、一束のキャピラリーがどのようにして点光源からＸ線を受け取り、それらをどのようにしてほぼ平行のＸ線ビームに案内するのかを示したものである。アイテム３５および３６は、個別のＸ線ビームがどのようにしてキャピラリーの束内で単一のキャピラリーの内側を移動するのかを示したものである。アイテム３８は、一束のキャピラリーを使用してＸ線を受け取り、それらを空間の第２ポイントで再集束した場合を示したものである。しかしながら、本発明はこれらの２つの使用に限定されない。
【００７１】
Ｘ線が発生するスポットは、透過管のキャピラリーの入り口付近に配置されるため、キャピラリー内側の透過損失は増加するが、これらの損失は、キャピラリーの内側で認識されない通常の１／ｒ2の損失であるため、Ｘ線強度を確保できる量ほど大きくない。透過管を使用することによって、キャピラリーの配置を約０．０７５〜２ｍｍの端窓の厚さとほぼ同じにすることができ、配置が最小で約２０〜３０ｍｍに制限された反射管と比較して、キャピラリーを出るX線の強度を大幅に増加させる。厚いターゲット箔を用いた透過管の他の利点は、上述した反射管および薄い透過管と比較して、高い比率の特性線放射を有することである。
【００７２】
本発明の１つの好適な実施形態において、本発明の透過管は、対象の自動化されたインライン検査を行うX線を提供するために使用される。対象は、検査ステーションに入って検査され、その後、材料処理装置で自動的に除去される。図９は、このような装置の１つを示したものである。コンベアベルト４０は、検査中に停止されるか、あるいは、ステーションを介して連続的に移動することのできる生成物４４を送る。しかしながら、当技術分野に知られている任意の材料処理装置を使用してもよい。図９では、当技術分野に知られているラインセンサ４６を使用して画像を検出し、画像プロセッサ４５が一連のライン画像を収集してそれらを対象の画像に変換する。電源装置４２は、従来のように冷却および電気絶縁流体に浸漬されたＸ線管を含むＸ線管アセンブリ４１に電源を提供する。Ｘ線管は、生成物のＸ線画像を作成するために使用される。この特定の表現は、ライン画像センサや当技術分野において知られている各センサを示し、撮像または蛍光分析、あるいはその組み合わせのいずれかに使用することができる。
【００７３】
図１および２に示すように、発生したＸ線の円錐角８は、反射管よりも透過型Ｘ線管の方がはるかに広い。反射型Ｘ線管は、通常、コンベアから３５ｃｍのところに配置される。本発明の透過型管は、２０ｃｍまたは検査される生成物のサイズによってはそれより近い距離で同じ検査領域を提供し、必要なＸ線フラックスの量を減らすとともに、Ｘ線ターゲットの熱負荷を大幅に減らすことができる。
【００７４】
インライン用途に使用されるセンサに最適に選択されたターゲット厚、ターゲット材料および二次管電圧を有する透過管を使用することによって、反射管と比較して、重要なＸ線造影エネルギーにおけるＸ線フラックス合計が３〜５倍向上する。これは、撮像しようとする対象の近くにＸ線管を配置した場合の利点に追加され、エネルギー消費の合計を１０またはそれ以上減らすことができる。インライン検査ステーションに必要な速度のため、１ｍｍ未満のスポットサイズは広く使用されていない。本発明の透過管が提供する著しい性能改善は、２００μｍ未満のスポットサイズに対し、結果的に、ライン速度を下げずにより高いシステム解像度を与える。
【００７５】
本発明のＸ線管は、高濃度のｋアルファ放射を有するＸ線を提供するために使用される。回折用途において、Ｘ線管によって発生するＸ線は、まず単色に作られなければならない。厚いターゲットは、大量の低エネルギーのエネルギーによりターゲット材料からのｋアルファ放射を特に大量に生成するため、ターゲット材料のｋ吸収端の上方には、はるかに多くのＸ線吸収がある。吸収されたエネルギーは、ターゲット内側でより多くのｋアルファを発生するために使用される。回折において、多くの場合、銅がターゲット材料に選択される。銅端窓と銅ターゲットを組み合わせることによって、端窓全体がターゲットになる。ｋｅｖ単位のｋアルファの２倍を上回るｋＶｐ単位の管電圧で、厚さを３００または４００μｍ以上にすることによって、準単色のｋアルファ放射の優れた源を提供する。銅はこのようにＸ線回折に有用な管を提供するが、端窓／ターゲット複合元素は、他の用途にも使用される。このような用途において、端窓／ターゲットの厚さは、最大でおよそ５００μｍでなければならない。最小厚は、Ｘ線管の内側と外部大気の間の真空を維持するのに十分な厚さでなければならない。端窓／ターゲットは、当技術分野に知られている手段によって、Ｘ線管のフレームに取り付けることができる。
【００７６】
Ｘ線顕微鏡は、一般的に、対象と画像センサの間にフレネルゾーンプレート（Fresnel zone plate）を配置することによって行われる。準単色Ｘ線は、対象のＸ線に衝突し、対象を通過してから非常に小さな画像スポットに集束されて、およそ数十ナノメートルの対象に詳細の解像度を提供する。このようなＸ線顕微鏡の場合、大量の単色Ｘ線は、短い時間で明確な画像を提供することを必要とする。このような顕微鏡は、非常に高品質の単色Ｘ線を発生することのできるシンクロトロンセンター（synchrotron center）でよくみられる。しかしながら、商業用途の場合し、本発明のＸ線管は、フレネルプレートによって集束される準単色Ｘ線を大量に提供し、高解像度の画像を経済的に実行することができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０Ａ】
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【図１０Ｂ】
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【図１１】
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【図１２】
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