"真空ハウジングと、前記ハウジング内に配置され、1つの箔または複数の箔を有する端窓陽極と、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陽極の一点に衝突し、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、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、少なくとも1つの前記ターゲット箔の前記厚さが、70μmから200μmまでである透過型X線管。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。前記ターゲットおよび前記端窓が、厚さ500μmの単一の材料で作られた請求項1に記載の透過型X線管。前記厚いターゲットが、拡散接合により前記端窓基板に取り付けられた請求項1に記載の透過型X線管。前記厚いターゲットが、ホットプレス法または熱間静水圧加圧法により前記端窓基板に取り付けられた請求項1に記載の透過型X線管。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。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、下方または上部に集束される請求項1に記載の透過型X線管。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。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。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。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。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線管によって優れた特性ラインX線を生成するX線回折法。X線鏡検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。前記厚いターゲット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。前記厚い箔を作成するための前記材料が、前記元素から有効な特性X線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15に記載の厚いX線ターゲット箔。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、前記ハウジング内に配置され、実質的にX線を透過する端窓を備えた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から成る端窓陽極と、そのうち、前記厚い箔が、70μm~200μm厚であり、または前記ターゲットおよび前記端窓が、厚さ500μmの単一の材料で作られ、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陽極の一点に衝突し、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、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、下方または上部に集束され、コリメーションを使用して、測定される前記対象の位置に前記出力X線を案内する透過型X線管。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、前記ハウジング内に配置され、実質的にX線を透過する端窓を備えた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から成る端窓陽極と、そのうち、前記厚い箔が、70μm~200μm厚であり、または前記ターゲットおよび前記端窓が、厚さ500μmの単一の材料で作られ、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陽極の一点に衝突し、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、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、下方または上部に集束され、前記端窓の近くに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前記他端を出るようX線を案内する透過型X線管。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、前記管の前記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、前記厚い箔が、70μm~200μm厚であり、または前記ターゲットおよび前記端窓が、厚さ500μmの単一の材料で作られ、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ための前記管および検査したい対象の位置決めと、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、適切な位置に配置され、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。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。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。ターゲットは、拡散接合、ホットプレスhotpressingHP法または熱間静水圧加圧hotisostaticpressingHIP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。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。電子ビームは、集束メカニズムによりターゲットの上方、下方または上部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。上述した透過管を使用する用途は、歯科用CTcomputedtomography画像、医療用画像、CT画像、X線回折図形、CアームCArm画像、透視画像およびX線鏡検を取得するための管を使用することを含む。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。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glasscapillary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。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inlineによって対象を検査するものである。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multiplicationfactor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。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Befilterを備えたAmptek社のModelXR‐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。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。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、下方または上部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brakingradiation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。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。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。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27μm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kline特性エネルギーとk吸収端kedge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。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。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。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。SMTA国際議事録TheProceedingsofSMTAInternationalConferenceでデビッドバーナードDavidBernardにより2002年9月に発表されたBGA/CSPX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。アプライドフィジックスレターズ誌AppliedPhysicsLetters90、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particletransportcode_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。物理研究における核計測および方法NuclearInstrumentsandMethodsinPhysicsResearchB2642007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。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。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、I50μm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。吸収端edgeは、光子と相互作用する原子のkシェルkshell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。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。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。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kalpha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。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。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。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。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。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filterblurが不必要に増加してしまった時にそうなる。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。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kbeta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。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。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。16.83~20.5kev49.50の市販の反射型管のフラックスの比率は、3~16.83kev46.3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。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。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。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。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線鏡検、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。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penetrationdepth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。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protectiveatmosphereまたは真空において高温度elevatedtemperature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0.5~0.8TmTm=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。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。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。固相拡散接合は、ガス放出率の低い延性中間層材料ductileinterlayermaterial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。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。0.8μπιRAおよびそれ以上の仕上げ加工を使用することができる。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。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。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。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。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。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Kabsorption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。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。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。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。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。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。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。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。X線鏡検は、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Fresnelzoneplate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線鏡検の場合、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。このような鏡検は、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synchrotroncenter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。"