DE102015001440A1

DE102015001440A1 - Miniaturisierte Röntgenröhre mit Kathode und Anode aus Koops-GranMat und mit Verzögerer

Info

Publication number: DE102015001440A1
Application number: DE102015001440.4A
Authority: DE
Inventors: Anmelder Gleich
Original assignee: Individual
Current assignee: Individual
Priority date: 2015-02-09
Filing date: 2015-02-09
Publication date: 2016-08-11

Abstract

Miniaturisierte Röntgenröhre mit einem Durchmesser von < 5 mm und 20 mm Länge, die wenigstens eine kalte Feldemissionkathode und eine Anode besitzt, die beide aus Koops-GranMat^® hergestellt sind und in einem Vakuumraum verbaut sind, der mit einer miniaturisierten Orbitron-Pumpe gepumpt wird. Die Hochspannung für den Emitter, die Orbitron-Pumpe und die Anodenspannung werden in dem miniaturisierten Röntgenröhrensystem erzeugt und in Festkörperisolation eingebettet. Die Stromversorgung der Röhre besitzt ein flexibles Niederspannungskabel. Die Röntgenstrahlung wird mit Elektronen aus einer kalten Feldemission-Kathode erzeugt, die aus Koops-GranMat^® (Pt/C) hergestellt wird. Sie werden herausgezogen mit einem ersten Hochspannungs-Sattelpunkt, der als Ionenspiegelpotential wirkt, und werden mit mehreren Hochspannungs-Doppelelektroden mit Ionenspiegelpotential weiter beschleunigt und schließlich auf die aus Koops-GranMat^® (Pt/C, oder Au/C) hergestellte Anode fokussiert, und die Elektronen regen in der Anode charakteristische Röntgenstrahlung von den L-, M-, und N-Linien an. Elektronen, die die Anode nach der Röntgenstrahlerzeugung durch elastische und unelastische Streuung verlassen, werden durch Verzögerungsgitter mit negativem Potential verzögert, bevor sie auf die Innenwand der Röntgenröhre treffen und dabei wird die Erwärmung der Wand durch das Auftreffen der gestreuten Elektronen verringert, weshalb solche Röntgenquellen im Körper und in Gewebe für Röntgentherapie eingesetzt werden können.
Die Verwendung von Koops-GranMat^® als Kathoden- und Anoden Material ermöglicht die Nutzung sehr viel höherer Quellenströme und die Verwendung sehr viel höherer Stromdichte zur Röntgenstrahlerzeugung an der Anode. Der Versorgungsstrom wird als Niederspannung von außen zugeführt, und die für die Pumpe und die Röntgenstrahlung benötigte Hochspannung wird in der Röhre mittels eines miniaturisierten Kaskadenverstärker erzeugt, die alle in Festkörperisolation eingebettet sind. Ein mehrstufiger Beschleuniger wird verwendet, um auf Hochspannung beschleunigte Elektronen zu liefern, wie sie für die Röntgenstrahlbildgebung, für die Röntgenstrahl-Phasenkontrast-Bildgebung und die zeitlich begrenzte medizinische Behandlung von Gewebe mit Röntgenstrahlung benötigt werden. Kennzeichnend für die Röntgenröhre wie auch für andere Standard Brachytherapie-Röntgenstrahl Quellen ist, dass die Strahlungsemission an- und ausgeschaltet werden kann. Der Vorteil gegenüber allen anderen Röntgenstrahlquellen und -Röhren ist die Verwendung der kalten Feldemissionsquelle, die eine viel höhere Helligkeit und einen viel höheren Emissionsstrom besitzen und dass im Beschleunigungsbereich eine Ionenspiegel Optik im Bereich der Kathode und Anode zum Einsatz kommt, um den Ionenstoß auf der Feldemissions-Kathode zu reduzieren, und indem ein Anodenmaterial verwendet wird, dass sich durch den Elektroneneinschlag nicht erhitzen kann, da das Photonenspektrum im Koops-GranMat^® Anodenmaterial durch die Größe der Kristalle geometrisch quantiert ist auf 2 meV oder 23 K.

Description

Detaillierte Beschreibung
Eine neuartige miniaturisierte Röntgenröhre, mit einer Kathode und Anode, die beide aus Koops-GranMat^® gefertigt sind, wird beschrieben. Koops-GranMat^® ist aus nanokristallinem Material mit Hopping-Leitfähigkeit gefertigt, von normalen Metallen in das Koops-GranMat^®, wo die elektronischen Zustände der Oberflächen-Orbitale und daher ein Kondensat möglich ist aus Elektronen und Löchern in einem Energieniveau nahe des Fermi-Niveaus einer Materialmischung, Pt und Au Einkristallen mit Größen im Nanometerbereich, die eine hohe Arbeitsfunktion besitzen, und in einer Kohlenstoff-(Fullerenteilen)Matrix niedrigerer Austrittsarbeit eingebettet sind. Dieses Material ermöglicht es in der die Elektronen emittierenden Kathode und auch in dem Anoden-Fleck höhere Stromdichten zu verwenden, als es möglich ist, wenn konventionellen Materialien mit einem dreidimensionalen Elektronengas benutzt werden. Darum wird eine stärkere Helligkeit der Elektronenquelle und der Röntgenquelle per Raumwinkel erzielt. Die Reduktion der in der Anode erzeugten Wärme wird durch das neuartige Material erreicht, in welchem nur sehr niederenergetische Phononen existieren können, was einer Kathoden- und Anoden-Temperatur von 23 K entspricht. Dies ist eine Folge des nanokristallinen Aufbaus, der fehlenden Orientierung bzw. Ausrichtung und der fehlenden Perkolation der Nanokristalle zueinander. Zusätzlich treten durch die spezielle Ausgestaltung der Anodenform als entweder durchstrahlbaren, dünnen Film aus Koops-GranMat^® die stark gestreuten Elektronen durch die Seitenwand der Anode erneut wieder in das Vakuum aus, bevor sie im Material der Röhrenwand thermalisieren. Durch geeignet angeordnete, elektrostatische Bremsfelder einer Elektronenfalle um die Anode herum werden die nun wieder freien Elektronen im Feld abgebremst und treffen dann mit sehr niedriger Energie auf die Wand der Röhre. Durch diese Auswahl von Material, Gestaltung und dem Bremsfeldeinsatz wird erreicht, dass in der Anode und ihrer Umgebung viel weniger Wärme als in herkömmlichen Röntgenröhren erzeugt wird. Damit erlaubt die Nutzung von Röntgenröhren mit derartigen Anoden auch die Nutzung von derartigen Röhren im lebenden Körper. Eine eine derartige Kathode und Anode besitzende Röntgenquelle kann vorteilhaft in der Medizintechnologie, der Strahlentherapie, der medizinischen Diagnostik und Therapie in der Blutbahn oder im Gewebe bei minimal-invasiven Eingriffen in der Röntgendiagnostik und -Mikroskopie, der Halbleitertechnologie und in der Mikrosystemtechnologie verwendet werden. Ausgestattet mit einer derartigen Anode mit Energieverwaltungsstandard und miniaturisierte Röntgenstrahlquellen besitzen eine erhöhte Helligkeit, und eine minimale Wärmeerzeugung, vor allem wenn eine aus Koops-GranMat^® gefertigte kalte Feldemissions-Kathode genutzt wird, und wenn die Anode aus Koops-GranMat^® mit nanostrukturiertem Material gefertigt ist, und auch wenn sie mit Energieverwaltung für gestreute Elektronen bereitgestellt wird.
Stand der Technik
Röntgenröhren in traditionellem Aufbau verwenden thermisch geheizte Kathoden niedriger Helligkeit und wassergekühlte Anoden, die aus hitzebeständigem Material hergestellt werden, wie z. B. Kupfer, Molybdän, Wolfram, oder anderen Materialien mit hoher Z und hohem Schmelzpunkt, und werden als stationäre oder rotierende Anoden in der Anodenröhre ausgeführt. Fortschrittlichere Röntgenröhren verwenden eine Anode mit flüssigem Metall wie etwa Gallium (Ga), um in einem kontinuierlichen Fluss das erhitzte Gallium einem Kühler zuzuführen, und erzielen dadurch einen bis zu 10 mal höheren Röntgenstrahlen-Fluss als herkömmlich und sogar drehende Anoden (www.excillum.com). Bisher werden stabförmig ausgeführte Anoden und dünne Transmissions-Anoden nicht verwendet. Die Begrenzungen der Stab-Wärmeleitung bestimmen die Helligkeit der Röntgenröhre. Dauerhaft erforderlich zum Betrieb der Röhre ist ein Hochvakuum von 10^–7 mbar durch Verdampfen einer Getter-Material-Schicht auf der inneren Oberfläche der Röhre von einer in der Konstruktion bereitgestellten Öffnung und Anordnung der Pumpe. Röhren werden entweder abgeschmolzen oder dauerhaft aktiv mit Ionengetterpumpen oder Turbomolekularpumpen evakuiert. Röntgenröhren und ihre Anoden sind beispielsweise beschrieben in:

1) M. Green, in Xray Optics and X-Ray Microanalysis, Academic, New York, 1985, p. 185 More novel Xray sources are reviewed by NP Economu and DC Flanders, Prospects for High Brightness X-ray sources for lithography. JVSTB 19, 868 1981.2
2) An enhanced brightness by better watercooling is reported by B. Leslie et al: Enhanced brightness X-ray source, JVSTB 1 1251, 1983. Alle diese Systeme nutzen herkömmliche Metalle als Anoden mit Wasserkühlung und erzeugen die Kennzeichen und die Bremsstrahlung Röntgenstrahlung durch vollständige Verlangsamung der Elektronen in dem Anodenmaterial.
Siehe: 3) Axxent Electronic Brachytherapy System XOFT @ www.XOFTinc.com 2015. Das Herz von Excillum's Angebot sind die MetalJet x-ray sources die auf der einzigartigen Flüssig-Metallstrahlanoden Technologie beruhen. Excillum präsentiert eine Nano-Fokus Röntgenröhre.

Die anfängliche Phase der Entwicklung einer Nanofokus-Röntgenröhre vom Durchstrahlungs-Typ wurde kürzlich durch Exillum abgeschlossen. Mit einer Wolfram aus dem Stand der Technik auf Diamant-Transmissions-Target und mit Elektronenstrahl Design abgeleitet von der Metall-Strahl Familie der Röntgenröhren liegt die beste gegenwärtige Auflösung bei 150 nm (Halbe Periode) mit dem Ziel schließlich 50 nm zu erreichen.
Beschreibung: Verbesserung und Vergleich mit dem Stand der Technik
Metalle mit 3-dimensionalem Elektronengas erleiden durch den Stromdurchgang Joul'sche Wärmeverluste und segregieren und verdampfen wenn Stromdichten über einer Stärke von 250 kA/cm² (z. B. Gold oder Aluminium, oder 156 kA/cm² für Wolfram) im Brennfleck in das Metall fließen. Typische Betriebswerte für Röntgenröhren sind 25 mA und 50 kV in einem Brennfleckdurchmesser von 0,01 mm, d. h. mit einer Brennfleckstromdichte von 25 KA/cm² und Leistungsdichten von ungefähr 1 GW/cm². Dabei wird die Anode, wie die ganze Röhre zur Vermeidung von Gasanregung und Strahlinstabilitäten im Ultra-Hochvakuum (UHV) bei beispielsweise 10^–10 Torr betrieben. Die heute hellsten Röntgenquellen verwenden eine Flüssigmetallstromanode (z. B. Ga) und erzielen 5-fach höhere Leistungsdichte als rotierende Anode oder stehende Anode Röntgenröhren (2,5 MW/cm²)
(Quelle excillum www.excillum.com)
Die Verbesserung gegenüber dem Stand der Technik ist
Erstens: die Verwendung eines neuartigen nanokristallinen Verbundmaterials als Elektronen emittierende kalte Feldemissions-Kathode (Stromdichte bis zu GA/cm², bei niedrigen KV bis zu TW/cm²!), und als Anodenmaterial nicht ein festes oder flüssiges, sondern ein Bose Einstein Kondensat Nanogranulares BEC Material (Koops-GranMat^®). Dieses Material ist darauf beschränkt Phononen nur bis maximal 2 meV tragen, was 23 K (!) entspricht.
Zum Zweiten in der Geomtrie der Anode als eine dünne Metallschichtanode mit verdicktem umgebenden Metallring um die auf die Anodenschicht auftreffende Stromdichte auf eine Dichte zu verdünnen, die das normale Metall des Halters ertragen kann.
Drittens: Anode gefertigt in Form eines Stabes gefertigt aus diesem nanokristallinen Verbundmaterial mit einem konischen Fuß der zu dem Anodenträger normalen Metalls einen vergrößerten Bodenkontakt besitzt.

5) H. W. P. Koops, C. Schössler, A. Kaya, and M. Weber, "Conductive dots, wires, and for field electron emitters Supertips produced by electron-beam induced deposition on samples having Increased temperature" J. Vac. Sci. Technol. B 14, 4105 (1996).

²

Das 0-dimensionale abgelagerte Material kann bis zu > 50 MA/cm² tragen ohne zerstört zu werden. Das ist 200 mal mehr Stromdichte und erfordert einen mindestens zweihundertfach verbreiterten Fußpunkt von mindestens 200 Mal der Fläche oder > 14 Anodendraht-Durchmessern.
Eine neuartige 3-dimensionale Konstruktionstechnik wird verwendet, die Elektronenstrahlinduzierte Deposition in einem typischen 3-D Nano-Drucker mit Hilfe eines Rechners verarbeitet. Dies ist eine komplett computerbasierte Herstellungstechnik, mit welcher neuartige nanokristalline Materialien mit speziellen physikalischen Eigenschaften, und durch Programmierung definierbarer 3-dimensionaler geometrischer Struktur für gegebene Leiterbahnstrukturen aufgebaut werden können. Die spezielle Form der drahtförmigen Anode mit einem vergrößertem Fußpunkt oder kegelförmiger Anode oder dünner Ebene mit verdicktem Rand wird im rechnergesteuerten Depositionsverfahren erreicht. Durch angemessenes Design und angemessene Programmierung der Strahlbewegung und Auftreffseite und Haltezeit wird der Aufbau der Anode ohne Schwierigkeit erreicht.

6) H. W. P. Koops, R. Weiel, D. P. Kern, T. H. Baum, "High Resolution Electron Beam Induced Deposition", Proc. 31. Int. Symp. on Electron, Ion, and Photon Beams, J. Vac. Sci. Technol. B 6(1) (1988) 477.
7) H. W. P. Koops, J. Kretz, M. Rudolph, M. Weber, G. Dahm. K. L. Lee, "Characterization and application of materials grown by electron beam induced deposition", Jpn. J. Appl. Phys Vol. 33 (1994) 7099–7107
8) Hans W. P. Koops „Charged Particle Beam Induced Processes and its Applicability to Mask Repair for Next Generation Lithographies". EMC 2000 17th. European Mask Conference on Mask Technology for Integrated Circuits and Micro-Components GMM Fachbericht 32, page 191–194, Lectures held at the GMM Conference November 13–14 2000 in Munich Unterhaching, Germany, VDE Verlag Berlin Offenbach ISMB 3-8007-2587-8, ISSN 1432-3419 Copy right 2000 VDE Verlag Berlin

Nach M. Weber:

9) (M. Weber: The process of electron beam induced deposition, dissertation Technical University of Darmstadt, 1995,) werden eintreffende Elektronen im Anodenmaterial gestreut und erzeugen unelastische Prozesse, wie z. B. Anregung charakteristischer Röntgenstrahlung. Photonenanregung ist auf sehr kleine Energiebeträge im Bereich von kT = < 2 meV beschränkt, was zu einer möglichen Erwärmung der Anode um ca. 23 K führen kann. Eine solche Röntgenstrahlquelle ist daher perfekt für minimal-invasive Anwendungen bei Krebsdiagnostik und Krebsbehandlung angepasst. In anderen elastischen Streuprozessen verlassen die Elektronen mit noch höherer Energie die als Spitze oder Kegelrückseite gebildete Anode wieder seitlich. Bei herkömmlichen Materialien werden die Elektronen adsorbiert und bleiben in der Anode stecken und werden dort thermalisiert. Sie erzeugen Bremsstrahlung und diese Elektronenenergie wird in Wärme umgewandelt. Die Verdampfungstemperatur des Anodenmaterials begrenzt die verwendbare Leistungsdichte, aber nur wenn die Absorption stattfinden kann. Im nanogranularen Koops-GranMat^® können alle Energien oberhalb von 23 K oder 2 meV nicht absorbiert werden, Elektronen mit solchen Energien können nicht absorbiert werden und Elektronen mit derartigen Energien werden durch die Materie diffundieren ohne absorbiert zu werden, und verlassen es an der Oberfläche.

Für die von dem medizinischen Arzt erforderliche Therapie mit Röntgenstrahlen wird die miniaturisierte Hochleistungs-Röntgenröhre ebenfalls eingesetzt.

10) Zitat: Xoft X-ray tube, Characterization of a new Miniature X-Ray Source for electronic Brachyotherapy, T. Rausch et al, Xoft Tube Inc. Fremont CA, http://www.xoftmicrotube.com.

Verschiedenartige Elektronenquellen werden untersucht um solche Röhren herzustellen. Alle Arbeit wurde mit Anoden aus herkömmlichen Metallen mit Hochtemperaturschmelzpunkten durchgeführt. Diese hohen Temperaturen verringern die Anwendbarkeit miniaturisierter Quellen.

11) (HH. Busta, JM Chen, Z. Shen, K. Jansen, S. Rizkowski, J. Matey, und A. Lanzillotto, "Characterization of electron emitters for miniature x-ray sources, J. Vac. Sci. Technol. B 21 2003, 344)

Die zum Betrieb der Elektronenquelle der Röhre erforderliche Spannung und Leistung wird extern zugeführt. Hochspannung wird herkömmlicherweise in Höhe von beispielsweise 50 kV benötigt. Dies wird durch ein entsprechend dimensioniertes Hochspannungskabel zugeführt, das steif ist aus Gründen einer hohen Dicke zum Spannungsschutz Eine neues Merkmal in unserem Vorschlag ist nun die Energie auf einem Niederspannungs-Niveau liefern, und aus diesem durch eine miniaturisierte Hochspannungs-Generator-Kaskade die Anodenspannung in einer miniaturisierten Halbleiterschaltung zu erzeugen, die sich in Länge für die erforderliche Isolationsabmessung erstreckt, und die nur oben isoliert ist in ihrer Dicke, um das Überschlagen zum Patienten zu verhindern. Zusätzlich kann die Anodenbefestigung als Spannungsteiler ausgestaltet werden und die Hochspannungsbelastung darin mindern. In der Luft können 1 KV/mm isoliert werden. Im Vakuum ist es sicher, ein Feld von 10 kV/mm zu isolieren. In Feststoff-Isolatoren wird bis zu 42 kV/mm Feldstärke erhalten.

12) http://thegundcompany.com/files/index.cfm?pdfpath=NEMA%20Grade%20G10%20Glass%20Epoxy%20Laminate.pdf

Dies ermöglicht es, bis zu 20 kV an Röntgenstrahlenergie zu erzeugen, besonders wenn die erforderliche Hochspannung durch eine integrierte Hochspannungs-Kaskade erzeugt wird, die in die Festisolation der Röhre nahe des Elektronenemitter komplett eingebettet ist, und der Strahl wird dann durch einen Viel-Stufen-Beschleuniger bis auf die Anodenspannung beschleunigt. All dies wird innerhalb weniger Millimeter Röhrenlänge passieren. Eine Möglichkeit ist es, eine starke Greinacher-Kaskade oder einen Puls-Transfomier-Schaltkreis in der Röhre, die mit technischen Halbleiterprozessen zur Erzeugung hoher Spannung gebaut wurde, zu nutzen. Das bedeutet, dass nur niedrige Spannungs-Signale, DC und AC Ströme und Spannungen durch sehr dünne Kabel geliefert werden und keinerlei Gefährdung für den Patienten, die Krankenschwester oder den Arzt darstellen. Daher erreicht die Hochspannung den Maximalwert nur im Anodenbereich und die umliegenden Bereiche sind durch Potentialteiler mit Feststoff-Isolation auf Potentialen gehalten, die Ausfälle verhindern. Zusätzlich wird ein eingebauter Potentialteiler verwendet, der nicht nur das Potential in Richtung auf den Elektronenstrahl teilt, sondern auch von der Anode zum Erdpotential senkrecht zum Elektronenstrahl von der Anode. Somit können die Potentiale der Kanonenanordnung zugänglich gemacht werden, die für deren Leistung und für das Anwendungsmanagement benötigt werden.

13) (Handbook of Electronics e. g. Tietze Schenk „Halbleiterelektronik")

Ausführen der hergestellten Anode aus durch Deposition von Material aus nanokristallinem Verbundmaterial mit Null-dimensionalem Elektronengas, ist es möglich, die geometrische Größe des die Röntgenstrahlen emittierenden Anodenfleckes weiter zu minimieren. Die Anode kann durch Deposition eines Materials mit einer sehr hohen Ordnungszahl Z, wie z. B. Pt, das die Eindringtiefe der Elektronen in Abhängigkeit der Energie auch auf 100 nm oder 500 nm, abhängig von der Energie, begrenzt. Da dieses nanokristalline Material keine Phononen mit einer Energie von > 2 meV erlaubt, was 23 K (!!) entspricht, ist die Effizienz der Röntgenstrahlerzeugung erhöht. Zusätzlich ist Erwärmung in der Anode nicht möglich. Die 3-dimensionale Ausgestaltung der deponierten Anode, die Verteilung sehr hoher Stromdichte am Eingang verhindert deutliche Erhitzung durch Joul'sche Wärme, die nur auftritt, bis der Elektronenstrom in das leitende Material mit Ohm'schen Widerstand eintritt. Damit wird in dieser miniaturisierten Röntgenquelle eine höhere Röntgenstrahlungs-Leistungsdichte in dieser miniaturisierten Röntgenquelle erzielt und kann genutzt werden, als das mit herkömmlichen Quellen oder mit flüssigen Anodengestaltungen möglich ist. Dies ist besonders für die hochauflösenden Röntgenstrahl-Schattenprojektions-Bildgebung in der Diagnostik von Bedeutung, aber auch für alle anderen röntgenoptischen, messtechnischen und therapeutischen Anwendungen. Die gesamte Anordnung der Röntgenröhre mit dem Anoden-Leistungsmanagement wird verkapselt und als geschlossenes System geliefert.
Ein 100 V/1 Mikrometer-Abstand kann erzielt werden. Verwendung von Stufen werden 250 bis 500 Mikrometer mit Längen von bis zu 25.000 V möglich. Die Potentialteilerwiderstände können zum Beispiel mit Elektronenstrahl-induzierter Deposition in den Abschnitten an den 1 μm bis 3 μm breiten Isolationsspalten zwischen den Leiterbahnen angeordnet werden. Bis zu 250 Teilerwiderstände lassen sich durch Standard Lithographie und Halbleiter-Prozesstechnik zubereiten. Deposition würde für die Menge eine zu lange Zeit erfordern und wäre unwirtschaftlich. Erstellung der Teilerwiderstände in Halbleitertechnologie-Prozesstechnik ist der beste Weg zur Verwirklichung der elektronischen Versorgung und der Potentialteiler. Das Bilden des Elektronenbeschleunigerkanals kann durchgeführt werden unter Nutzung von Stencil-Masken zur Vakuumabscheidung des Elektrodenmusters. Eine anderer Weg ist die 3-dimensionale Lithographie (Koops Babin), um Masken für die Beschleunigungslinsen zu definieren. Dafür wird die Quellenarchitektur auf zwei Chipoberflächen mit geätzten Nuten für den Strahlenkanal platziert. In den Oberflächen der beiden Hälften des Kanals werden die benötigten Elektrodenmuster und Versorgungsleitungen und auch Spannungsmultiplikatorenstufen hergestellt. Schließlich wird durch präzises Ausrichten der beiden Hälften die Feststoffisolation der Versorgungsleitungen und der Elektronik durch Vakuumverkleben der Hälften erzielt.

14) H. W. P. Koops, S. Babin, M. Weber, G. Dahm, A. Holopkin, M. Lyakhov, "Evaluation of dry resist Viny-T8 and ist application to optical microlenses", Microelectronic Engineering 30 (1996) 539–542

Entsprechend der Dimensionierung der Beschleuniger-Linsen sind auch Beschleunigungsbereiche mit weniger Stufen und Linsen möglich. In einem Vakuum liegt die Durchschlagfeldstärke zwischen polierten makroskopischen Edelstahl-Elektroden bei 10 kV/mm. Wir haben wissenschaftlich demonstriert: Zwischen miniaturisierten Elektroden sind experimentell nachgewiesen 100 V/μm möglich, das entspricht einer Feldstärke von 100 KV/mm und ist gerade an der Grenze der kritischen Feldstärke für organischen Spannungsausfall.

15) Siehe: Semiconductor Integrated Circuit Processing Technology WR Runyan, K. E. Bean, Addison Wesley Publishing Company, Reading MA., 1990

Dies ermöglicht es, eine Miniaturisierte Röntgenröhre mit hoher Elektronenenergie und Leistungsmanagement in der Anode herzustellen. Zur abschließenden Isolierung gegen Körperflüssigkeiten und zum Schutz vor Hochvakuum wird empfohlen, die ganze Röhre mit dem Kabelverbinder in ein photo-härtbares Keramikmaterial einzubetten und dadurch hartverkapseltes durch Verwendung eines keramischen Materials, das unter Verwendung von UV-Licht polymerisiert wurde. Mit Vorteil kann man die für die Zahntechnik bereitgestellte kommerzielle Technologie der Firma: VIVADENT mit dem UV-härtbaren Kunststoff: Tetric-Ceran-Keramik nutzen. Dieses Material ist medizinisch getestet und ermöglicht die anschließende Politur der Oberfläche mit abrasiven Verfahren von Zahnpräparationstechnik und Ausrüstung. Medizinisch glatte Oberflächen können auch vorteilhaft aus medizinisch-getesteten Kunststoff-Gussformen hergestellt werden, in welche die gesamte Anordnung eingegossen wird.
Im Festzustand hängt die Isolation vom Material ab: 100 kV/mm, bis zu 1 Mio V/mm sind möglich.

16) (Siehe Buch: Prozesse der Halbleitertechnologie für MOS Oxid, und ebenso Handbook of eclectronics, der wie: Tieze Schenk: Semoconductor electronics.”))

Zusammenfassung:
Eine neuartige Röntgenstrahlquelle hoher Helligkeit und miniaturisiert für Phasenkontrast-Bildgebung und Brachytherapy, als auch für EUV Lithogrphie wird beschrieben. Die Quelle ist in einer kleinen UHV Ultrahochvakuum-Kammer enthalten, die mit einer darin verbauten Orbitron-Pumpe ausgepumpt wird. Elektronen werden emittiert von den hellsten Feldemissions-Quellen, unter Verwendung von Koops-GranMat^®, mit einem Bose-Einstein-Kondensat bei Raumtemperatur, was bedeutet, kein Wärmeverlust bei den größten Stromdichten (3 GA/cm²) von einer Spitze. Diese Emitter benötigen eine sehr viel niedrigere Extraktion-Spannung als herkömmliche Metallfeldemitter. Die Helligkeit liegt um eine Klasse höher als herkömmliche Metallfeldemitter. Ein hoher Fluss an Röntgenstrahlung wird möglich durch Nutzung eines integrierten Beschleunigers mit mehreren Ionenspiegeln entlang des Beschleunigers. Dies verlängert die Lebensdauer der Kathode. Die Anode ist als ein Kegel aus Koops-GranMat^® gefertigt, was bedeutet, dass dieses Material sich durch Phononen nicht erhitzen kann, aufgrund der Geometrie-Quantisierung für Phononen in sehr kleinen Kristallen (Pt/C hat 2 nm Durchmesser, Au/C hat 4 nm Durchmesser) (nur 23 K ist möglich!!). Ohne spezielle Vorkehrungen kann jedoch das miniaturisierte Quellen-Gehäuse heiß werden. Darum wird die Anode mit verzögernden elektrischen Feldern umgeben, hochenergetische Elektronen auf eine sehr niedrige Landeenergie Energie verlangsamen, was bedeutet dass die Aufheizung der Quellwand stark reduziert ist. Aufgrund des emittierenden Bereichs der kegelförmigen Anode aus Koops-GranMat^®, ist die Röntgenquelle hinsichtlich ihres Durchmessers verringert und bezüglich Helligkeit erhöht. Die Leuchtstärke dieser Quelle ist viel höher als herkömmlicher Quellen, da herkömmliche Elektronenemitter nie die Helligkeit der Koops-GranMat^® Emitter erreichen, noch eine Anode besitzen, die nicht heiß werden kann, noch verzögernde Felder besitzen für von der Anode gestreute Elektronen, um die Leistung in den elektrischen Feldern zu absorbieren.
Daher sind miniaturisierte Röntgenröhren, die Koops-GranMat^® nutzen, mit eingebauten miniaturisierten Hochspannung Versorgungen bestehenden herkömmlichen schaltbaren Brachytherapie-Quellen und anderen Röntgenquellen und EUV Lichtquellen weit überlegen.

17) Siehe: www.xoftinc.com, oder Exillium, die herkömmliche Elektronenquellen oder Flüssig-Metall fließendes Material nutzen um bessere Leistung und höhere Röntgenstrahl-Helligkeit zu erzielen.
18) Koops-GranMat^® ist ein Bose-Einstein-Kondensat bei Raumtemperatur und kann alle Supraleiter in Vorrichtungen ersetzen. http://scitation.aip.org/content/avs/journal/jvstb/33/2/10.1116/1.4904732

Detaillierte Beschreibung der Figuren mit nummerierten Details.
1 zeigt schematisch eine Seitenansicht der Elektroden in einer miniaturisierte Röntgenstrahlquelle mit Orbitron-Vakuumpumpe, Feldemissions-Elektronenquelle, einer Beschleunigerstruktur und deponierten Anode. Zitat H. W. P. Koops Orbitron pump EP Patent Nr.: Koops, Hans Wilfried Peter „Orbitron-Pumpe„ DE000010241549 B4 05.09.2002, and with electric pump supply and high voltage anode supply
Auf dem Siliziumsubstrat (1) ist die Isolatorschicht (2) deponiert und angeordnet und auf der metallischen Leiterbahnstruktur (3) die Feldelektronenquelle (4) mit dem Extraktor (5) und Beschleuniger-Elektroden (6). Als eine letzte Elektrode vor der Anode ist die Ionenspiegel-Elektrode (7) angeordnet, welche verhindert, dass direkt von der Anode (8) kommende Ionen durch den Beschleuniger auf die Kathode (4) gelenkt werden. Orbitron Pumpe wird versorgt mit Elektronen von den 2 Quellen (4, 5) die in den Orbit um die Anode (9) emittiert werden. Entlang diesem Orbit erzeugte Gasionen werden von der Titankathode oder einer anderen Getter Material-Kathode (negative Platte 7) angebracht, die von dem Isolator (8) getragen wird. Die Pumpe und der Elektronenbeschleuniger (6) sind durch einen Raum (10) getrennt. Der Isolator wird von leitenden Platten getragen, die ein abgeschirmtes Gehäuse (11) für die Elektronenstrahl-Bereiche bereitstellen. Der Elektronenstrahl der Röntgenquelle (12) trifft schließlich die Anode (13). Das Anodenpotential wird von dem miniaturisierten Netzgerät (14), das entweder von der Art eines Transformators oder von der Art einer Kaskade geliefert. Auch die Orbitron Pumpe wird von einem Netzgerät (15) versorgt, das das hohe positive Anodenpotential der Orbitron Pumpe (+100 V) liefert. Die beiden Netzgeräte sind getrennt und können an- und ausgeschaltet werden, da es aufgrund der Größe der Röhre wahrscheinlich nicht nötig ist durchgängig zu pumpen. Die zusätzliche Ionen-Pumpen Zeit und die Zeit für die Röntgenbestrahlung werden von unterschiedlicher Dauer sein. Um den Elektronenstrahl der Elektronenquellen der Pumpe in den Pumpen-Orbit zu lenken, sind Orbit-Ablenker bereitgestellt (16) um die Elektronen in den effizientesten Orbit zu lenken. Die Pumpenstromversorgung dient der Orbitron-Pumpe (17). Die Stromleitung (18) verbindet die beiden Netzgeräte und auch an das Hauptnetzgerät (19) und die Erdung. Die gesamte miniaturisierte Quelle ist abgeschirmt mit einem äußeren, leitfähigen Massegehäuse. (20). Der 1 mm Balken stellt eine mögliche Abmessung einer miniaturisierten Quelle dar.
2: Die Röntgenstrahl-Erzeugung findet in der Anode aus nanokristallinem Material genannt Koops-GranMat^® statt, die ein exzitonisches Energieniveau besitzt das ein Bose Einstein Kondensat und in diesem Bosonen, auch Koops-Paare genannt trägt; werden von einem Elektron und einem Loch, die jeweils parallele Spins besitzen, gebildet. Der Elektronenstrahl (21) gelangt durch eine Ionenspiegel-Elektrode (22), die Ionen zurücklenkt, die durch Elektroneneinschlag auf der Anode gebildet werden. Diese Ionen werden zurückgelenkt von dem Sattelpunkt des Ionenspiegelpotentials (23). Röntgenstrahlen werden von dem Koops-GranMat^® Material Pt/C oder Au/C Nanokristallmaterial (24) erzeugt und emittiert, die erzeugt werden innerhalb der isokinetischen Verzögerungsbereiche, die durch isokinetische Verzögerungslinien (25) dargestellt sind. Außer den Röntgenstrahlen werden auch elastisch gestreute Elektronen emittiert, sowie auch verzögerte gestreute Elektronen, die einen unelastischen Verlust erlitten haben durch die Erzeugung von Röntgenstrahlen (26), welche auf die Röhrenwand treffen und die Quelle erhitzen werden. Die Anode (27) besitzt in diesem Beispiel eine Kegelform und ist aus Koops-GranMat^® gebaut mit durch Elektronenstrahl-induzierte Deposition.
3: Die Anode ist in einem Aufbau verzögernder Felder als eine Verzögerungslinie für gestreute Elektronen um die Aufheizung der Röhrenwand zu verhindern. Der Elektronenstrahl ist auf die Anode (31) fokussiert, gelangt durch die Ionenspiegel Elektrode (32), welche das Ionenspiegelpotential mit einem Sattelpunkt (33) bildet. Treffen die Elektronen auf die Anode, verlassen charakteristische Röntgenstrahlen (35) und elastisch gestreute Elektronen geringerer Energie (38) die Anode. Seitlich befindet sich ein Verzögerungspotential (34) und (37) das von den positiveren zylindrischen Gittern (36, 39) erzeugt wird. Das Potential dieser Verzögerter wird von dem Anodenpotential (49) definiert durch einen Widerstands Potential Teiler (41) bis zum Grund der Röhre. Die Hochspannung wird von dem Netzgerät (42) geliefert.
4: Anode für eine EUV Lichtquelle, 13,6 nm Wellenlänge) für EUV-Lithographie, Elektronen mit einer Energie von 100 eV bis 1000 eV erzeugen weiche Röntgenstrahlen von 10 nm bis 1 nm Wellenlänge. Dies ist der Spektralbereich für eine EUV Lichtquelle.
Der Elektronenstrahl (31) gelangt durch den Ionenspiegel (32) mit dem Verzögerungspotential (33). Die Anode ist umgeben von einem Verzögerungspotential in Zylinderform (43) um die schnellen gestreuten Elektronen (44) zu verzögern, bevor sie auf die zylindrische Röhrenwand treffen. Eine Multilayer- bzw. Multischicht-Anordnung wird als Anode angeordnet, z. B. aus SiO2 und dünnen W-Schichten mit mehreren Schichten. Diese Anordnung reflektiert emittierte Röntgenstrahlen wie ein Mehrschicht-Spiegel senkrecht zu den Schichten und emittiert die EUV-Strahlung (49) in einer Richtung nach vorne. Der optische Mehrschichtreflektor und das elektrostatische Verzögerungsgitter sind auf einer isolierten Platte (48) befestigt, die das Vakuum der Röntgenröhre begrenzt.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

DE 000010241549 B4 [0020]

Zitierte Nicht-Patentliteratur

www.excillum.com [0002]
M. Green, in Xray Optics and X-Ray Microanalysis, Academic, New York, 1985, p. 185 More novel Xray sources are reviewed by NP Economu and DC Flanders, Prospects for High Brightness X-ray sources for lithography. JVSTB 19, 868 1981.2 [0002]
An enhanced brightness by better watercooling is reported by B. Leslie et al: Enhanced brightness X-ray source, JVSTB 1 1251, 1983 [0002]
Axxent Electronic Brachytherapy System XOFT @ www.XOFTinc.com 2015 [0002]
Quelle excillum www.excillum.com [0004]
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Claims

Röntgenröhre für medizinische, diagnostische und lithographische Anwendungen, derart ausgeführt, dass als Material für die Elektronenquelle und die Anode Koops-GranMat^® verwendet wird, ein Material das 100 mal die Stromdichte gekühlter Hochtemperatur-Supraleiter trägt, jedoch bei Raumtemperatur, und welches sich durch die nannkristalline Zusammensetzung aus Platin-Kristallen nicht erhitzen kann, die in einer kohlenstoffhaltigen Matrix eingebettet sind. Diese Konfiguration entsteht während dem Prozess der durch fokussierten Elektronenstrahl induzierten Deposition. Der Elektronenstrahl der zumindest einen oder sogar mehreren Elektronenquellen der Röhren ist auf die Anode gerichtet, und gelangt durch eine weitere Ionenspiegelanordnung vor dieser Anode, die eine positive Spannung von einigen wenigen kV über der Spannung der Anode von beispielsweise 10 kV oder bis zu 50 kV besitzt, sodass die Elektronen mit der zur Erzeugung von Röntgenstrahlen benötigten Energie auf der Anode auftreffen und dort charakteristische und hochenergetische Bremsstrahlung erzeugen und in der Anode durch elastische Streuung gestreute Elektronen die Anode erneut verlassen und in einen die Anode umgebendes zylindersymmetrisches Potentialfeld eindringen, in dem sie verlangsamt werden zum Abmindern der Aufprallenergie, bevor sie auf die die Anode umgebende Wand treffen.
Röntgenröhre, ausgestaltet und hergestellt gemäß Anspruch 1 und derart ausgeführt, dass die potentialführenden Leiterbahnen für die Elektronenquelle, Beschleuniger und Ionenspiegel durch Potentialteiler-Widerstände geeigneter Teilerverhältnisse aus der die Anode mit positiver Spannung versorgenden Spannung abgeleitet und definiert werden, so dass die gesamte Anordnung nach dem elektrostatischen Prinzip bei verschiedenen Spannungen stets dieselbe elektronenoptische Charakteristik und Fokussierung ergibt.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 und 2, so dass als letzte der Beschleuniger-Elektrode eine Elektrode verwendet wird, welche durch geeignete Leiterbahnführung und Verteilung der Spannungsteiler-Widerstände auf höherem Potential liegt als die Anode und somit verhindernd, dass von der Anode durch Elektronenstoß abgelöste Sekundärionen die Beschleunigerstrukturen erreichen und zur Feldemissionskathode hin beschleunigt werden, wo sie dieses durch Auftreffen und Zerstäubung des Kathodenmaterials zerstören könnten.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 bis 3, derart, dass zumindest eine weitere zylindrisch geformte Gitterelektrode die Anode umgibt und durch Spannungsteilung auf einem viel geringeren Potential als die Anode liegt, sodass aus der Anode durch elastische und inelastische Streuung austretende Primärelektronen in dem Bremsfeld so weit ihre Energie verlieren, dass sie beim Auftreffen auf diese Wand keine wesentliche Erwärmung des die Anode umgebenden Gehäuses bewirken, wie es für Anwendungen im Inneren von warmblütigen Lebewesen erforderlich ist.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 bis 4, derart dass die Hochspannung zur Anode in voller Höhe zur Erzeugung der Röntgenstrahlung und der für die Röhre weiter erforderlichen Spannungen nicht wie in anderen kommerziellen Systemen von außerhalb der Röhre mithilfe eines Hochspannungskabels zugeführt wird, sondern durch zumindest eine in der Nähe der Kathode und der Anode angeordnete miniaturisierten Hochspannungserzeugerteil einer Spannungsvervielfacherschaltung wie einer Magnettransformator oder Greinacher Kaskade erzeugt wird, wobei die erforderlichen Wechselspannungen durch ein flexibles, dünnes Niederspannungskabel nahe der Anode von außen zugeführt wird, das über eine vakuumdichte Verklebung an die Hochspannungsgeneratorstufe innerhalb der Vorrichtung eingeführt wird.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 bis 5, so dass die Hochspannung für die Anode in der miniaturiserten Röntgenröhre in voller Höhe von einem extern angeordneten und außerhalb des Lebewesens verbleibenden Hochspannungserzeuger-Schaltkreis geliefert wird, wie die Messgeräte und andere Steuermittel für die Anwendung der miniaturisierten Röntgenröhre.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 bis 6, so dass die Röntgenröhre in einem mit Pulsspannung betriebenen Pulshochspannungserzeuger im Pulsbetrieb verwendet wird, und unter Ausnutzung des elektrostatischen Prinzips beim Betrieb die Elektronenstrahlung und damit die Röntgenstrahlung in zeitlich gepulster und unterbrochener Reihenfolge erzeugt wird, was vorteilhaft Verwendung findet im Fall von kritischer Kühlanforderung beim Einsatz der Röhre. In diesem Fall wird vorteilhafterweise der Hochspannungsteil eines Tesla-Transformators in der Nähe der Anode in miniaturisierter Form angeordnet um die Niederspannungssignale der Pulselektronik, vorteilhafterweise außerhalb angeordnet, für das Messgerät oder das zusätzliche Hilfs-Netzgerät zu wandeln, um den Patienten mit Überwachungssystemen zu schützen.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 bis 7, derart dass die miniaturisierte Röntgenröhre mit integrierter Ultrahochvakuumpumpe, vom Orbitron Typ, ausgerüstet ist, derart ausgeführt, dass die erforderlichen Betriebsspannungen vom Spannungsteiler für die Hochspannung des die Röntgenstrahlung erzeugenden Elektronenstrahls über Zwischeseitenverbindungen zum Hauptspannungsteiler bereit gestellt werden, einschließlich den Ionenspiegel für die Feldemissionselektronenkanone in der Orbitron-Pumpe, um diese Emitter für eine längere Lebensdauer zu schützen.
Röntgenröhre, konstruiert und hergestellt gemäß Anspruch 1 bis 8 und mit integrierter Hochspannungserzeugung von einer Oszillatorgleichrichterschaltung, und einer Greinacher-Kaskade, die mittels einer Diode und eines Kondensators mit Feldemittern während des Röhrenaufbaus zur miniaturisierten Gleichspannugserzeugung hinterlegt und geglättet werden und mit Isolierungsmaterial zur Festkörperisolation beschichtet werden, mit Ausnahme der Elektrodenverbindungen.