JP5158781B2 - Ｘ線発生装置 - Google Patents

Description

本発明は、２層からなるターゲットを用いて、特性Ｘ線を発生するＸ線発生装置に関する。

Ｘ線を用いた血管造影検査においては、ヨウ素（原子番号５３）を含む造影剤が用いられる。ヨウ素のＫ吸収端（３３．２ｋｅＶ）より少しエネルギの大きいＸ線が最も効率よくヨウ素に吸収されるため、この検査装置においては、このエネルギ領域のＸ線を多く発生するＸ線発生装置を用いることで、被ばく量を軽減することができる。
しかしながら、現状は、高エネルギの電子をタングステンターゲットに照射して発生する連続Ｘ線を用いており、効率の悪い低エネルギのＸ線や高エネルギのＸ線も一緒に照射している。

特許文献１に開示されたＸ線発生装置は、例えば、図９に示すように、１次ターゲット１８に重ねて２次ターゲット１９を設ける。電子銃１４が発生した電子ビームが１次ターゲット１８に入射し、１次ターゲット１８は連続Ｘ線を透過させて放出する。２次ターゲット１９は、１次ターゲット１８から放出される連続Ｘ線にて励起した特性Ｘ線を透過させて放出する。１次ターゲット１８と２次ターゲット１９とを重ね、１次ターゲット１８から放出する連続Ｘ線を２次ターゲット１９の励起に効率良く利用し、特性Ｘ線を発生させる。

特開２００７−２０７５３９号公報

しかしながら、上述した従来のＸ線発生装置では、１次ターゲット１８に対してＸ線取り出し側に２次ターゲット１９が位置していることから、１次ターゲット１８から放出された連続Ｘ線の一部が２次ターゲット１９を透過してＸ線取り出し側に放出されてしまい、医療用としての使用は困難である。また、１次ターゲット１８で発生する熱を効率的に逃がすことができないという問題もある。

本発明は、特性Ｘ線に連続Ｘ線がほとんど混入しないようにでき、しかも放熱性に優れたＸ線発生装置を提供することを目的とする。

上述した従来技術の問題点を解決し、上述した目的を達成するために、本発明のＸ線発生装置は、電子ビームを発生する陰極と、前記電子ビームの照射によりＸ線を放出する陽極ターゲットと、回転により前記電子ビームが照射される位置が移動するように前記陽極ターゲットを回転可能に支持する回転機構と、前記陽極ターゲットを収容し、前記陽極ターゲットからの特性Ｘ線を外部に放出するスリットが形成された外囲体とを有し、前記陽極ターゲットは、前記陽極ターゲットの前記陰極側の表面に形成されており、前記陰極からの電子が照射されると制動放射によって１次Ｘ線を発生する１次ターゲット層と、前記１次ターゲット層に対して、前記陰極と反対側に位置し、前記１次ターゲット層が発生した前記１次Ｘ線を受けて、所定のエネルギの特性Ｘ線を発生する２次ターゲット層とをエッジ周辺にドーナツ状に配置し、前記１次ターゲット層の前記電子が照射される領域とスリットとの間に、当該領域で発生した前記１次Ｘ線を吸収する部材が配置されている。

好適には、本発明のＸ線発生装置は、前記１次ターゲット層の前記電子が照射される領域と前記スリットとの間に、前記１次ターゲット層と同じ部材が形成されている。この部材は、前記領域で発生した前記１次Ｘ線を吸収し、前記１次ターゲット層と一体的に形成されている。

好適には、本発明のＸ線発生装置は、前記２次ターゲット層と前記スリットとの間にはＸ線をあまり吸収・散乱せず、且つ熱伝導率が高い部材が配置されている。
好適には、本発明のＸ線発生装置の前記陽極ターゲットは、前記２次ターゲットに対して前記１次ターゲットと反対側に配置され、前記２次ターゲットを透過した前記１次Ｘ線が照射されると前記２次ターゲットのＫ吸収端より大きいエネルギの特性Ｘ線を発生する補助ターゲット層をさらに有する。

好適には、本発明のＸ線発生装置は、前記２次ターゲット層と前記補助ターゲット層との間に、前記１次ターゲット層および前記補助ターゲット層に比べてＸ線を吸収・散乱せず、且つ熱伝導率が高い部材が配置されている。

本発明のＸ線発生装置は、上記Ｘ線発生装置の外側でＸ線の照射を受ける被検体から見たＸ線源の大きさであって、前記陽極ターゲットの回転方向における前記Ｘ線源の大きさは、前記回転方向における前記スリットの開口幅によって決定される。

本発明によれば、１次Ｘ線の混入がほとんどない単色Ｘ線を発生させることができ、しかも放熱性に優れているため、大強度のＸ線を発生することができる。

以下、本発明の実施形態に係わるＸ線診断システムについて説明する。
先ず、本実施形態の構成要素と、本発明の構成要素との対応関係を説明する。
Ｘ線発生装置３が本発明のＸ線発生装置の一例である。電子ビーム発生部９が本発明の陰極の一例であり、１次ターゲット層１１が本発明の１次ターゲットの一例であり、２次ターゲット層３２が本発明の２次ターゲットの一例である。また、回転陽極１０が本発明の陽極ターゲットの一例である。回転機構４０が本発明の回転機構の一例である。
また、１次ターゲット層１１が発生する連続Ｘ線が本発明の１次Ｘ線の一例であり、２次ターゲット層３２が発生する特性Ｘ線が本発明の特性Ｘ線の一例である。

図１は本発明の実施形態に係るＸ線診断システム１の全体構成図である。図２は図１に示すＸ線発生装置３の全体構成図である。図３は図２に示す回転陽極１０のエッジ部分、並びにその周辺部分の断面図である。図４および図５は図３を上側から見た図である。図５は、２次ターゲット層３２の所定の深さでの断面図である。
図１に示すように、Ｘ線診断システム１は、Ｘ線発生装置３で発生したＸ線を被検体６に照射し、被検体６を透過したＸ線をＸ線検出装置７で検出してＸ線画像（投影）データを生成する。
本実施形態では、Ｘ線発生装置３において、例えば、Ｘ線画像において骨、脂肪および造影剤等の間に十分なコントラストを得るために適切なエネルギの特性Ｘ線を効率的に生成することを特徴としている。当該エネルギは、被検体６の厚みが２０ｃｍ程度の場合、３０ｋｅＶ台半ばから後半である。

従来では、前述したように、１次ターゲットに対してＸ線取り出し側に連続Ｘ線を十分に吸収する部材が配置されていないため、１次ターゲットから放出された連続Ｘ線の一部が２次ターゲットを透過してＸ線取り出し側に放出されてしまい、医療用としての使用が困難であった。
これに対して、本実施形態のＸ線発生装置３では、電子ビーム発生部９からの電子ビームが照射される１次ターゲット層１１の電子ビーム照射領域５０とスリット２０との間に、連続Ｘ線を十分に吸収する量の１次ターゲット層１１が配置されている。
また、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線のうち２次ターゲット層３２を透過した連続Ｘ線が入射する位置にスリット２０がない。
そのため、電子ビーム照射領域５０で発生した連続Ｘ線がスリット２０を介して放出されることを抑制できる。これにより、被検体６の被ばく量を低減できる。

以下、Ｘ線発生装置３について詳細に説明する。
図２に示すように、Ｘ線発生装置３は、例えば、電子ビーム発生部９および回転陽極１０を真空容器５内に収容した構成を有している。
回転陽極１０は、回転機構４０からの駆動力により、回転軸１０ａを中心に回転する。
真空容器５には、回転陽極１０から発生した特性Ｘ線を外部に取り出すスリット２０が設けられている。

図２に示すように、Ｘ線発生装置３では、例えば、電子ビーム発生部９から所定の距離を隔てて回転陽極１０が配設されている。
回転陽極１０は、図３に示すように、電子ビーム発生部９の側に１次ターゲット層１１が配置されている。
回転陽極１０の外周付近は、電子ビーム発生部９側から順に１次ターゲット層１１、ベリリウム層３０、補助ターゲット層３４および基板３６が積層されている。回転陽極１０は、回転機構４０によって駆動されて回転軸１０ａを中心に回転する。
また、回転陽極１０の外周付近に対して回転軸１０ａ側では、電子ビーム発生部９側から順に１次ターゲット層１１、ベリリウム層３１、２次ターゲット層３２、ベリリウム層３３、補助ターゲット層３４および基板３６が積層されている。
１次ターゲット層１１、２次ターゲット層３２、ベリリウム層３１，３３およびタングステン層３４は、ドーナツ形状をしている。

Ｘ線発生装置３では、電子ビーム発生部９からの電子ビームが１次ターゲット層１１の電子ビーム照射領域５０に照射されると、１次ターゲット層１１内で制動放射が起こり、１次Ｘ線としての連続Ｘ線が発生する。ここで、制動放射とは、高速の電子が原子核の作る電場で曲げられることによってＸ線を発生する現象である。

そして、この連続Ｘ線が、略等方向に放出され、その一部がスリット２０および２次ターゲット層３２に向けて放出される。ここで、スリット２０に向けて放出された連続Ｘ線は、Ｘ線を効率よく吸収する金からなる１次ターゲット層１１内を長い距離通るため、１次ターゲット層１１内において吸収されてスリット２０に達しない。一方、２次ターゲット層３２に向けて放出された連続Ｘ線は、あまりＸ線を吸収・散乱しないベリリウム層３１を通るため、殆ど吸収されずに２次ターゲット層３２に達する（照射される）。
２次ターゲット層３２に連続Ｘ線が照射されると、２次ターゲット層３２内で光電効果が起こり、２次ターゲット層３２の原子番号に対応したエネルギの特性Ｘ線が発生する。
２次ターゲット層３２で発生した特性Ｘ線の一部は、ベリリウム層３０，３３を介して、真空容器５のスリット２０からＸ線発生装置３の外部に出射される。残りの特性Ｘ線は、基板３６や真空容器５等によって遮蔽されてＸ線発生装置３の外部には漏れないようにＸ線発生装置３が構成されている。

［１次ターゲット層１１］
１次ターゲット層１１は、例えば、金であり、ベリリウム層３０およびベリリウム層３１の上に形成されている。
なお、１次ターゲット層１１の材料としては、金の他に、タングステン、白金、あるいはこれらの金属を主成分とする合金が挙げられる。

１次ターゲット層１１の電子ビーム照射領域５０に、電子ビーム発生部９から例えば１８０ｋｅＶの電子ビームが照射されると、当該電子ビームと１次ターゲット層１１内の原子（原子核）との間で制動放射（相互作用）が起こり、最大１８０ｋｅＶまで連続Ｘ線が発生する。
１次ターゲット層１１の厚みは、例えば、回転陽極１０の外周付近では約１２０μｍ、回転陽極１０の外周付近に対して回転軸１０ａ側の２次ターゲット層３２と対面している部分では約１５μｍである。厚み１５μｍは、電子ビームの飛程より決定される。
なお、１次ターゲット層１１の厚み約１２０μｍの部分は、１次Ｘ線の遮蔽材として機能し、スリット２０に向かう１次Ｘ線が遮蔽材中を十分な距離を通過するように設定される。
このように１次ターゲット層１１の厚みを既定することで、１次ターゲット層１１のうち電子ビーム発生部９からの電子ビームが照射される電子ビーム照射領域５０とスリット２０との間に、連続Ｘ線を十分に吸収する量の１次ターゲット層１１を配置できる。これにより、電子ビーム照射領域５０で発生した連続Ｘ線がスリット２０を介して外部に放出されることを抑制できる。
一方、１次ターゲット層１１のうち２次ターゲット層３２と対面している部分の厚みを薄くし、そこにあまりＸ線を吸収・散乱しないベリリウム層３１を配置することで、電子ビーム照射領域５０で発生した連続Ｘ線の大半を２次ターゲット層３２に照射することができる。

１次ターゲット層１１には、例えば、以下の性質が要求される。
（１−１）原子番号が大きい。１次Ｘ線は、制動放射によって生成されるが、制動放射は原子番号の約２乗に比例するため、原子番号の大きいものが良い。
（１−２）融点が高い。電子ビームを照射した部分は、電子の運動エネルギがほとんど熱エネルギになり、高温になる。融点はベリリウム層やセリウム層の融点より高い方がよいが、高すぎても無駄である。１次ターゲット層１１としては、金の他に、例えばタングステンを用いることが可能であるが、タングステンの原子番号は７３、熱伝導率は１７４Ｗ/ｍＫでともに金の方が優れている。タングステンが優れている点は融点（３４２０℃）が高いことであるが、回転陽極１０では、内部に融点（８００℃）の２次ターゲット層３２や融点（１２８０℃）のベリリウム層３０を配置するので、タングステンが融解する前に２次ターゲット層やベリリウム層が融解する。他に考えられる物質としては、白金（プラチナ）等がある。
（１−３）熱伝導率が大きい。電子ビームの焦点で１次ターゲット層１１が融解しないように、上記（１−２）で述べた融点が高いことに加えて、発生した熱を熱伝導により、逃がす特性も重要である。ここで、金の熱伝導率は、３１７Ｗ/ｍＫで非常に大きい。
（１−４）Ｘ線をよく吸収する、すなわち原子番号が大きい。

上記（１−１），（１−２），（１−３），（１−４）の条件を満たす物質は限られたものになり、金が最適である。なお、１次ターゲット層１１は、図３に示す厚さ１２０μｍの遮蔽材として機能する部分としては上記（１−４）の性質が特に重要であり、厚さ１５μｍの電子ビーム照射領域５０の部分としては上記（１−１）の性質が特に重要である。

ところで、１次ターゲット層１１で発生する連続Ｘ線のうち、２次ターゲット層３２中の原子（セリウム）のＫ吸収端以上のエネルギのみが特性Ｘ線の発生に有効である。よって、１次ターゲット層１１が発生する連続Ｘ線は、２次ターゲット層３２中の原子（セリウム）のＫ吸収端より高いエネルギのＸ線を含んでいる必要がある。

連続Ｘ線の最高エネルギは、照射する電子ビームのエネルギでほぼ決まり、１次ターゲット層１１の材質はあまり関係がない。なお、発生する量は１次ターゲット層１１の原子番号のほぼ２乗に比例する。

［ベリリウム層３０］
ベリリウム層３０は、２次ターゲット層３２で発生したＸ線を効率的にスリット２０に向けて放出する経路となる。
ベリリウムは原子番号「４」で、密度も１．８５ｇ／ｃｍ^３と小さいため、Ｘ線をよく透過し、熱伝導率も２０１Ｗ/ｍＫと高い。ベリリウム層３０の役割は、Ｘ線をよく透過しかつ熱も効率的に逃がすことである。

［ベリリウム層３１］
ベリリウム層３１は、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線（１次Ｘ線）をほとんど吸収・散乱することなく２次ターゲット層３２に導く経路となる。また、１次ターゲット層１１で発生した熱も伝導により分散させる役割もする。

［２次ターゲット層３２］
１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線は、ベリリウム層３１を介して２次ターゲット層３２に達し、２次ターゲット層３２中で光電効果を起こし、２次ターゲット層３２を構成する原子の原子番号に対応したエネルギ３４〜４０ｋｅＶの特性Ｘ線を発生する。
２次ターゲット層３２の材料としては、セリウム、またはセリウムとベリリウムやホウ素などとの合金、化合物あるいは混合物が挙げられる。

以下、２次ターゲット層３２における特性Ｘ線の発生原理について説明する。
１次ターゲット層１１で発生した連続
２次ターゲット層３２に照射されると、連続Ｘ線と２次ターゲット層３２の原子が光電効果という相互作用を起こす。光電効果を起こすと、連続Ｘ線は原子に吸収されて消滅し、原子からは光電子が飛び出す。飛び出してくる光電子は、主に最内殻（Ｋ殻）の電子であり、光電効果が起こると最内殻（Ｋ殻）の軌道に空きができる。最内殻（Ｋ殻）に空きがあると、主にその上の軌道（Ｌ殻）から電子が最内殻に落ちる。この時に発生するのが特性Ｘ線（単色Ｘ線、ＫＸ線）である。

特性Ｘ線のエネルギは、Ｋ殻にある電子の束縛エネルギとＬ殻にある電子の束縛エネルギの差となる。Ｌ殻の電子の方がゆるく原子核に束縛されているので、Ｋ殻に落ちる時に、その差のエネルギを特性Ｘ線として放出する。特性Ｘ線のエネルギは、原子番号によって決まり原子番号５８のセリウムは、Ｘ線撮像、特にヨウ素を含む造影剤による血管造影に最適なエネルギの特性Ｘ線を放出する。
ここで、２次ターゲット層３２により原子番号の大きな原子の材料を用いれば、より高いエネルギの単色Ｘ線を発生し、より小さな原子番号の原子の材料を用いれば、より低いエネルギの特性Ｘ線を発生する。

このように、２次ターゲット層３２で、光電効果を起こして原子の最内殻に空きを作り出すには、その原子のＫ吸収端より大きいエネルギのＸ線を照射しなければならない。Ｋ吸収端というのは、最内殻（Ｋ殻）の電子の束縛エネルギのことで、このエネルギ以上のＸ線であれば、Ｋ殻の電子を光電子として放出させることができる。

なお、Ｋ吸収端も、特性Ｘ線（ＫＸ線）のエネルギも、原子番号のほぼ２乗に比例する。

前述したように、発生する特性Ｘ線のエネルギは、２次ターゲット層３２の原子番号によって決まる。
医療診断においては、血管造影の際にヨウ素（Ｉ）が入った造影剤が使用されるため、ヨウ素のＫ吸収端より大きいＸ線を照射する必要があるが、特に被検体の厚みの薄い乳幼児の撮影においては、低エネルギの方が良いコントラストが得られるので、ヨウ素のＫ吸収端をぎりぎり越える特性Ｘ線を放出するセリウム（原子番号５８）が２次ターゲット層３２の材料として適している。成人用においては、もう少し高い特性Ｘ線を放出するセリウムより原子番号の大きいものを使用することが望ましい場合もある。

２次ターゲット層３２には、１次ターゲット層で発生した熱を基板３６に伝えるという役割もある。セリウムは、熱伝導率が１１．４Ｗ/（ｍ・Ｋ） と小さい。そのため、熱伝導率が２０１Ｗ/（ｍ・Ｋ）と大きいベリリウムとの合金または、混合物とすることで高い熱伝導率を達成してもよい。

２次ターゲット層３２には、１次ターゲット層１１から基板３６に向けて放出された連続Ｘ線が照射される。そして、２次ターゲット層３２に達した連続Ｘ線によって発生した特性Ｘ線のうち、スリット２０側に向けて放出された特性Ｘ線が、ベリリウム層３０やベリリウム層３１を透過してスリット２０に出射される。被検体６から見た回転方向のＸ線源の大きさは、スリット２０の回転方向の開口幅によって決定される。

［ベリリウム層３３］
ベリリウム層３３は、補助ターゲット層３４と２次ターゲット層３２との間に位置し、例えば、厚み２００μｍである。
このように２次ターゲット層３２と補助ターゲット層３４との間にあまりＸ線を吸収・散乱しないベリリウム層３３を設けることで、２次ターゲット層３２と補助ターゲット層３４とを直接積層した場合に比べて、を２次ターゲット層３２の回転軸１０ａ側で発生した特性Ｘ線をスリット２０から放出できる量を増大できる。
また、ベリリウム層３３は、前述したように熱伝導率が高く、２次ターゲット層３２からの熱を効率的に補助ターゲット層３４に伝達する。

［補助ターゲット層３４］
補助ターゲット層３４は、２次ターゲット層３２およびベリリウム層３３を透過した連続Ｘ線などが照射されると、補助ターゲット層３４中で光電効果を起こし、タングステンの原子番号に対応したエネルギ約６０ｋｅＶの特性Ｘ線を発生する。そして、その一部が２次ターゲット層３２に出射される。
このように２次ターゲット層３２に対して基板３６の側に、補助ターゲット層３４を配置することで、２次ターゲット層３２を透過した連続Ｘ線を、２次ターゲット層３２における特性Ｘ線の発生に利用することができる。
また、補助ターゲット層３４の熱伝導率は１７４Ｗ/（ｍ・Ｋ）と高く、２次ターゲット層３２からの熱を効率的に基板３６に伝達でき、放熱効果が高い。
補助ターゲット層３４の代わりに、原子番号６３以上の金属または、これらを主成分とする合金等を用いてもよい。

［基板３６］
基板３６は、例えば、銅で形成されている。
基板３６は、ベリリウム層３１等で発生する熱を熱伝導で逃がす役割をする。銅は熱伝導率が４０１Ｗ/（ｍ・Ｋ）と非常に大きいので、一般的には銅が用いられる。

［Ｘ線発生装置３の動作例］
以下、上述したＸ線発生装置３の動作例（作用）を説明する。
回転機構４０によって回転陽極１０が回転軸１０ａを中心に回転する。
そして、電子ビーム発生部９からの電子ビームが、回転陽極１０の１次ターゲット層１１の電子ビーム照射領域５０に向けて出射する。
１次ターゲット層１１の電子ビーム照射領域５０に上記電子ビームが照射されると、当該電子ビームと１次ターゲット層１１内の原子（原子核）との間で制動放射（相互作用）が起こり、連続Ｘ線を発生する。このとき、連続Ｘ線が発生する領域（電子が到達する領域）は、照射位置から１０ミクロン程度しか広がらない。図４および図５に点線の円で示した領域は、２次ターゲット層３２において連続Ｘ線が到達する領域である。
当該連続Ｘ線のうち一部は、スリット２０に向けて放射されるが、電子ビーム照射領域５０とスリット２０との間には十分な量の１次ターゲット層１１が存在するため、連続Ｘ線は１次ターゲット層１１内で略全て吸収・散乱されてスリット２０には達しない。

一方、上記連続Ｘ線のうち２次ターゲット層３２に向けて放射され連続Ｘ線は、あまりＸ線を吸収・散乱しないベリリウム層３１を透過して２次ターゲット層３２に照射される。
２次ターゲット層３２では、上記連続Ｘ線が達した部分で、光電効果が起こり、２次ターゲット層３２の原子番号に対応した３０ｋｅＶ台半ばから後半のエネルギの特性Ｘ線が発生する。
２次ターゲット層３２で発生した特性Ｘ線のうち一部は、ベリリウム層３０，３３を透過してスリット２０からＸ線発生装置３の外部に放出される。
２次ターゲット層３２で発生した特性Ｘ線が、スリット２０から外部に放出されるか否かは、図６に示すように、その発生位置とスリット２０との位置関係に依存する。図６に示すように、スリット２０からの射出角度θが小さくなるに従って、スリット２０を介して外部に放出されるＸ線光子数は多くなる。なお、このようなＸ線強度の射出角度依存性は特にＣＴ装置に適している。

また、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線のうち一部は、２次ターゲット層３２を透過して補助ターゲット層３４に照射される。
補助ターゲット層３４では、連続Ｘ線が照射されると、光電効果を起こし、タングステンの原子番号に対応したエネルギの特性Ｘ線を発生する。そして、その一部が２次ターゲット層３２に出射される。
そして、２次ターゲット層３２において、補助ターゲット層３４からの特性Ｘ線により、光電効果を生じ、セリウムの特性Ｘ線を発生する。当該特性Ｘ線のうち一部はスリット２０から外部に放出される。

図７に示すように、Ｘ線発生装置３によって外部に放出される３０ｋｅＶ台半ばから後半のエネルギの特性Ｘ線は、例えば図１に示す被検体６の骨、脂肪および造影剤の間の良好なコントラストを得るために適切なエネルギであり、Ｘ線診断システム１の用途に適している。

［Ｘ線発生装置３の効果］
以上説明したように、Ｘ線発生装置３によれば、１次ターゲット層１１のうち電子ビーム発生部９からの電子ビームが照射される電子ビーム照射領域５０とスリット２０との間に、連続Ｘ線を十分に吸収する量の１次ターゲット層１１が配置されている。
また、Ｘ線発生装置３によれば、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線のうち２次ターゲット層３２を透過した連続Ｘ線が入射する位置にスリット２０がない。
これにより、電子ビーム照射領域５０で発生した連続Ｘ線がスリット２０を介して放出されることを抑制できる。また、２次ターゲット層３２を透過した連続Ｘ線がスリット２０を介して放出されることも抑制できる。これにより、被検体６の被ばく量を低減できる。

また、Ｘ線発生装置３によれば、１次ターゲット層１１と２次ターゲット層３２とを近接して配置しているため、高いＸ線発生効率を得ることができる。

また、Ｘ線発生装置３によれば、２次ターゲット層３２と基板３６との間に、熱伝導率の高いベリリウム層３０および補助ターゲット層３４を配置しているため、高い放熱効果が得られる。

Ｘ線発生装置３によれば、上述したように十分な量の特性Ｘ線を発生でき、後述するＸ線検出装置７との組み合わせにより、造影剤を用いたＸ線撮像において、Ｘ線診断時における被検体６の被ばく量を従来の半分以下にできる。また、造影剤を用いないＸ線撮像においても、単色Ｘ線を用いることにより、被ばく量を従来に比べて４割程度削減できる。

Ｘ線診断システム１によれば、２次ターゲット層３２の材質として用いる原子の原子番号を選択することで、任意のエネルギの特性Ｘ線を発生できる。

［Ｘ線検出装置７］
Ｘ線検出装置７としては、例えば、特開２００５−６２１６９号公報に開示されているＸ線検出装置が用いられる。
当該Ｘ線検出装置は、コリメータ機能を備えたＸ線阻止部材と、Ｘ線検出機能とコリメータの中間材（支持材）としての機能とを併せ持つ半導体Ｘ線検器とを用いることで、高感度なＸ線検出が可能である。
Ｘ線診断システム１では、Ｘ線発生装置３で発生したＸ線を被検体６に照射し、被検体６を透過したＸ線をＸ線検出装置７で高感度検出してＸ線画像（投影）データを生成できる。

本発明は上述した実施形態には限定されない。
すなわち、当業者は、本発明の技術的範囲またはその均等の範囲内において、上述した実施形態の構成要素に関し、様々な変更、コンビネーション、サブコンビネーション、並びに代替を行ってもよい。

例えば、上述した実施形態では、図３に示すように、１次ターゲット層１１の外周側の厚みを内周側に比べて厚くしたが、外周側に１次ターゲットとは別の材料を配置してもよい。当該材料としては、Ｘ線を効率良く吸収するものが選択される。

また、図３に示すように、２次ターゲット層３２と補助ターゲット層３４との間にベリリウム層３３を設けた場合を例示したが、ベリリウム層３３を設けなくてもよい。
また、補助ターゲット層３４を設けない構成にしてもよい。

また、図８に示すように、電子ビーム発生部９からの電子ビームが射出される方向と直交する回転軸１０ｂを中心に回転陽極１０を回転させるようにしてもよい。

本発明は、Ｘ線ＣＴ装置、Ｘ線ＴＶ装置、単純Ｘ線撮像装置等に適用可能である。

図１は、本発明の実施形態に係わるＸ線診断システムの全体構成図である。 図２は、図１に示すＸ線発生装置の構成を説明するための図である。 図３は図２に示す回転陽極１０のエッジ部分、並びにその周辺部分の断面図である。 図４は、図３における上側から見た図である。 図５は、図４において２次ターゲットがある深さでの断面図である。 図６は、スリットへの入射角と、スリットを介して外部に放出されるＸ線光子の数との関係を説明するための図である。 図７は、Ｘ線発生装置３から放出されるＸ線のエネルギを説明するための図である。 図８は、本発明の実施形態に係るＸ線発生装置の変形例を説明するための図である。 図９は、従来技術を説明するための図である。

符号の説明

１…Ｘ線診断システム、
３…Ｘ線発生装置、
５…真空容器、
６…被検体、
７…Ｘ線検出装置、
９…電子ビーム発生部、
１０…回転陽極
１１…１次ターゲット層、
２０…スリット、
３０，３１，３３…ベリリウム層
３２…２次ターゲット層
３４…補助ターゲット層
３６…基板

Claims (7)

1. 電子ビームを発生する陰極と、
   前記電子ビームの照射によりＸ線を放出する陽極ターゲットと、
   回転により前記電子ビームが照射される位置が移動するように前記陽極ターゲットを回転可能に支持する回転機構と、
   前記陽極ターゲットを収容し、前記陽極ターゲットからの特性Ｘ線を外部に放出するスリットが形成された外囲体と
   を有し、
   前記陽極ターゲットは、
   前記陽極ターゲットの前記陰極側の表面に形成されており、前記陰極からの電子が照射されると制動放射によって１次Ｘ線を発生する１次ターゲット層と、
   前記１次ターゲット層に対して、前記陰極と反対側に位置し、前記１次ターゲット層が発生した前記１次Ｘ線を受けて、所定のエネルギの特性Ｘ線を発生する２次ターゲット層と
   をエッジ周辺にドーナツ状に配置し、
   前記１次ターゲット層の前記電子が照射される領域とスリットとの間に、当該領域で発生した前記１次Ｘ線を吸収する部材が配置されている
   Ｘ線発生装置。
2. 前記１次ターゲット層の前記電子が照射される領域と前記スリットとの間に、前記１次ターゲット層と同じ部材が当該１次ターゲット層と一体的に形成されており、前記電子が照射される領域で発生した前記１次Ｘ線を吸収する
   請求項１に記載のＸ線発生装置。
3. 前記２次ターゲット層と前記スリットとの間には前記１次ターゲット層に比べてＸ線を吸収・散乱せず、且つ熱伝導率が高い部材が配置されている
   請求項１または請求項２に記載のＸ線発生装置。
4. 前記陽極ターゲットは、
   前記２次ターゲットに対して前記１次ターゲットと反対側に配置され、前記２次ターゲットを透過した前記１次Ｘ線が照射されると前記２次ターゲットのＫ吸収端より大きいエネルギの特性Ｘ線を発生する補助ターゲット層
   をさらに有する請求項１〜３のいずれか一項に記載のＸ線発生装置。
5. 前記２次ターゲット層と前記補助ターゲット層との間に、前記１次ターゲット層および前記補助ターゲット層に比べてＸ線を吸収・散乱せず、且つ熱伝導率が高い部材が配置されている
   請求項４に記載のＸ線発生装置。
6. 上記Ｘ線発生装置の外側でＸ線の照射を受ける被検体から見たＸ線源の大きさであって、前記陽極ターゲットの回転方向における前記Ｘ線源の大きさは、前記回転方向における前記スリットの開口幅によって決定される
   請求項１〜５のいずれか一項に記載のＸ線発生装置。
7. 前記外囲体の前記スリットは、前記２次ターゲットを透過した前記１次Ｘ線が直接入射しない位置に形成されている
   請求項１〜６のいずれか一項に記載のＸ線発生装置。