KR101642089B1 - 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치 - Google Patents

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KR101642089B1
KR101642089B1 KR1020150086120A KR20150086120A KR101642089B1 KR 101642089 B1 KR101642089 B1 KR 101642089B1 KR 1020150086120 A KR1020150086120 A KR 1020150086120A KR 20150086120 A KR20150086120 A KR 20150086120A KR 101642089 B1 KR101642089 B1 KR 101642089B1
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채종서
이종철
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성균관대학교산학협력단
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Abstract

본 발명은 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치에 관한 것으로, 캐소드와 연결되며, 상기 캐소드로 교류 전압을 전달하는 제1 전압공급부; 필라멘트와 연결되며, 상기 필라멘트로 교류 전압을 전달하는 제2 전압 공급부; 그리드부(grid)부와 연결되며, 상기 필라멘트로 펄스 형태의 직류 전압을 전달하는 제3 전압 공급부; 및 상기 제1 전압공급부, 상기 제2 전압공급부 및 상기 제3 전압공급부와 연결되며, 상기 캐소드, 상기 필라멘트, 상기 그리드부로 전달되는 전압을 제어하는 제어부를 포함한다.

Description

의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치{Power supplying device for electron gun in medical electron accelerator}
본 발명은 의료용 전자가속기에 포함된 전자총의 전원을 공급하는 전자총 전원공급장치에 관한 것이다.
소형 전자가속기에서 사용되는 전자총은 주로 DC type, 펄스(pulse) 파형을 주로 사용한다. 특히 가속관에서 사용되는 RF 발생용 고전압 모듈레이터의 duty 성능에 맞추어, 전자총 전원공급장치 성능을 최적화시킨다. 고전압에서 발생되는 전기장은 전자총의 캐소드(cathode)에서 방출되는 전자를 가속시켜, 다량의 전자 입자를 고출력-고주파 발생장치를 이용하여 고에너지로 가속시키게 된다.
전자총의 캐소드 특성상 인출되는 전자빔은 전자총의 제작오차, 캐소드의 표면개질, 고체표면 등 다양한 요인에 의해 성능이 결정된다. 전자빔 인출 안정도는 전자빔 전류, 빔 크기에 영향을 미치기 때문에, 가속관의 가속효율에 결정적인 영향을 미친다.
의료용 전자가속기의 전자총에 주로 이용되는 dispenser cathode는 다공성 텅스텐과 BaO, CaO, Al2O3를 합성하여 사용하기 때문에 소결, 제작에 따라 인출 전류밀도가 상이하다. 따라서 같은 제조 방법을 사용하더라도 초기 인출 전류가 매번 다르며, 사용 기간이 증가할수록 전류의 불확실성은 더욱 증가제작의 어려움으로 인출전류의 증가는 한계가 존재한다.
특히 의료용 전자가속기의 전자가속기에서는 전자총 구조의 협소성으로 고 전압 인가시 발생하는 breakdown을 예방하기 위해 낮은 전압만 인가할 수밖에 없다. 따라서, 전자총 실제 구동에 따라 발생하는 빔 전류의 손실을 최소한으로 줄여야만 한다.
한국특허공개공보 1020020085142 (2002.11.16 공개), ＣＤＴ전자총용 전원공급장치
본 발명은 의료용 전자가속기의 전차총에서 출력되는빔 전류의 손실을 최소화하여 인출되는 전자빔의 손실을 최소화 하는 데 그 목적이 있다.
본 발명은 가속기용 전자총에서 전류 과다발생으로 인한 최종 에너지 감소를 최소화하여 의료용 X-ray 발생을 안정적으로 하는데 그 목적이 있다.
본 발명은 전자총의 과출력 전류에 의한 캐소드 수명 감소를 최소화 하는 데 그 목적이 있다.
본 발명은 의료용 전자총의 과출력 전류에 의한 가속관 멀티팩팅 현상을 막는데 그 목적이 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치는 캐소드와 연결되며, 상기 캐소드로 펄스 형태의 교류 전압을 전달하는 제1 전압공급부; 필라멘트와 연결되며, 상기 필라멘트로 교류 전압을 전달하는 제2 전압 공급부; 상기 제1 전압공급부 및 상기 제2 전압공급부와 연결되며, 상기 캐소드 및 상기 필라멘트로 전달되는 전압을 제어하는 제어부를 포함할 수 있다.
또한, 상기 제1 전압공급부는 소정 크기의 대역폭과, 소정 주기를 갖는 펄스 형태의 제1 직류 전압을 생성하여 출력하는 직류 펄스 전압 공급부;소정 피크 전압과 소정 주파수를 갖는 제1 교류 전압을 생성하여 출력하는 교류 전압 공급부; 상기 직류 펄스 전압 공급부로부터 출력된 제1 직류 전압과 상기 교류 전압 공급부로부터 출력된 제1 교류 전압을 전달받아, 상기 제1 직류 전압과 상기 제1 교류 전압이 합성된 제1 모듈레이션 전압을 생성하여 캐소드로 전달하는 모듈레이션부를 포함할 수 있다.
또한, 상기 제1 모듈레이션 전압은 펄스 형태의 교류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제1 직류 전압은 소정 대역폭, 소정 주기, 소정 전압을 갖는 펄스 형태의 직류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제1 직류 전압의 대역폭, 주기 및 크기 중 적어도 하나는 가변적일 수 있다.
또한, 상기 제1 직류 전압은 대역폭이 0 초과 10s이하 이고, 주기는 1/300 내지 1/10s 이며, 전압의 크기가 0 초과 25kV인 펄스 형태의 직류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제1 교류 전압의 주파수, 피크 전압값은 가변적일 수 있다.
또한, 상기 제1 교류 전압은 0 초과 0.1kV 이하의 피크 전압값과 0 초과 1MHz 이하의 주파수를 갖는 교류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제1 모듈레이션 전압은 펄스 형태의 교류 전압으로, 상기 펄스의 주기 및 대역폭은 상기 제1 직류 전압과 동일하며, 상기 교류 전압의 주파수는 상기 제1 교류 전압과 동일할 수 있다.
또한, 상기 제1 모듈레이션 전압의 주기, 대역폭, 주파수는 가변적일 수 있다.
또한, 상기 제1 모듈레이션 전압은 상기 펄스의 대역폭이 0 초과 10s이하 이고, 상기 주기는 1/300 내지 1/10s일 수 있다.
또한, 상기 제1 모듈레이션 전압은 상기 피크 전압값은 상기 제1 직류 전압의 피크 전압값과 0 초과 0.1kV 이하의 차이가 나고, 상기 주파수는 0 초과 1MHz 이하일 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치는 캐소드와 연결되며, 상기 캐소드로 교류 전압을 전달하는 제1 전압공급부; 필라멘트와 연결되며, 상기 필라멘트로 교류 전압을 전달하는 제2 전압 공급부; 그리드부(grid)부와 연결되며, 상기 필라멘트로 펄스 형태의 직류 전압을 전달하는 제3 전압 공급부; 상기 제1 전압공급부, 상기 제2 전압공급부 및 상기 제3 전압공급부와 연결되며, 상기 캐소드, 상기 필라멘트, 상기 그리드부로 전달되는 전압을 제어하는 제어부를 포함할 수 있다.
또한, 상기 제1 전압공급부는 소정 크기를 갖는 직류 전압인 제2 직류 전압을 생성하여 출력하는 직류 전압 공급부; 소정 피크 전압과 소정 주파수를 갖는 제2 교류 전압을 생성하여 출력하는 교류 전압 공급부; 상기 제2 직류 전압과 상기 제2 교류 전압을 전달받아, 상기 제2 직류 전압과 상기 제2 교류 전압이 합성된 제2 모듈레이션 전압을 생성하여 상기 캐소드로 전달하는 모듈레이션부를 포함할 수 있다.
또한, 상기 제2 모듈레이션 전압의 피크 전압값 또는 주파수는 가변적일 수 있다.
또한, 상기 제2 직류 전압의 크기는 가변적일 수 있다.
또한, 상기 제2 직류 전압은 0 초과 25kV 이하의 일정한 크기의 전압값을 갖는 직류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제2 교류 전압의 주파수, 피크 전압값은 가변적일 수 있다.
또한,상기 제2 교류 전압은 0 초과 0.1kV 이하의 피크 전압값과 0 초과 1MHz 이하의 주파수를 갖는 교류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제2 모듈레이션 전압은 상기 제2 직류 전압과 상기 제2 교류 전압의 피크 전압값을 합한 피크 전압값을 갖고, 상기 주파수는 상기 제2 교류 전압과 동일할 수 있다.
또한,상기 제2 모듈레이션 전압의 피크 전압값은 -0.1kV 초과 25.1kV 이하의 값이며, 상기 제2 모듈레이션 전압의 주파수는 0 초과 1 MHz 이하일 수 있다.
또한, 상기 제3 전압공급부는 제3 전압을 생성하여 상기 그리드부로 출력하되,
상기 제3 전압은 펄스 형태의 직류 전압일 수 있다.
또한, 상기 제3 전압의 대역폭, 주파수, 크기는 가변적일 수 있다.
또한,상기 제3 전압은 0 초과 1s의 대역폭을 가지면서, 1/300 내지 1/10s의 주기를 갖고, 상기 직류 공급부에서 제공된 제2 직류 전압과 -150V 내지 +150V만큼 차이가 나는 펄스 형태의 직류 전압일 수 있다.
본 발명에 의하면, 캐소드에 교류 전압을 인가하여, 전자빔 인출 성능을 향상시키는 효과가 있다.
본 발명은 전자가속기의 전자총에서 전류 과다발생으로 인한 최종 에너지 감소를 최소화하여 의료용 X-ray 발생을 안정적으로 하는데 그 목적이 있다.
본 발명은 전자총의 과출력 전류에 의한 캐소드 수명 감소를 최소화 하는 데 그 목적이 있다.
본 발명은 의료용 전자총의 과출력 전류에 의한 가속관 멀티팩팅 현상을 막는데 그 목적이 있다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 이극관 전자총의 단면도이다
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치의 블록도이다
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 전압공급부의 블록도이다.
도 4는 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 직류 전압의 실시예이다.
도 5는 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 교류 전압의 실시예이다.
도 6은 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 모듈레이션 전압의 실시예이다.
도 7은 본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 삼극관 전자총의 단면도이다.
도 8은 본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장의 블록도이다
도 9는 본 발명의 다른 실시예에 따른 제1 전압공급부의 블록도이다
도 10은 본 발명의 다른 실시예에 따른 제2 직류 전압의 실시예이다.
도 11은 본 발명의 다른 실시예에 따른 제2 교류 전압의 실시예이다.
도 12는 본 발명의 다른 실시예에 따른 제2 모듈레이션 전압의 실시예이다.
이하, 본 발명의 실시 예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치(200)에 대하여, 첨부된 도면을 참조하여 상세히 설명한다. 그리고 이하의 실시예의 설명에서 각각의 구성요소의 명칭은 당업계에서 다른 명칭으로 호칭될 수 있다. 그러나 이들의 기능적 유사성 및 동일성이 있다면 변형된 실시예를 채용하더라도 균등한 구성으로 볼 수 있다. 또한 각각의 구성요소에 부가된 부호는 설명의 편의를 위하여 기재된다. 그러나 이들 부호가 기재된 도면상의 도시 내용이 각각의 구성요소를 도면내의 범위로 한정하지 않는다. 마찬가지로 도면상의 구성을 일부 변형한 실시예가 채용되더라도 기능적 유사성 및 동일성이 있다면 균등한 구성으로 볼 수 있다. 또한 당해 기술분야의 일반적인 기술자 수준에 비추어 보아, 당연히 포함되어야 할 구성요소로 인정되는 경우, 이에 대하여는 설명을 생략한다.
도 1은 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 이극관 전자총(100)의 단면도이다. 도시된 바와 같이, 본 발명에 따른 전자총(100)은 캐소드(110), 필라멘트(120), 플랜지(140), 인슐레이션(130)을 포함하여 구성될 수 있다.
플랜지(140)는 전자총(100)의 일측에 구비되어 전술한 가속관(200)과 결합할 수 있도록 구성되며 전체적인 외형은 회전대칭으로 구성될 수 있다.
캐소드(110)는 회전중심 부분에 위치한 캐소드(110)는 고전압이 인가되며, 도면의 우측방향으로 열전자가 방출된다. 소형 전자총(100)의 경우 디스펜서 타입(dispenser type)의 캐소드(110)를 이용하며 수십 mA 내지 수백 mA의 인출 전류를 갖는다. 열전자 방출에 의한 전자빔은 캐소드(110) 표면에서 수 eV의 낮은 에너지를 갖게되며, 초기에 낮은 에너지의 열전자들은 캐소드(110) 표면을 따라 다양한 각도로 방출되며, 전자총(100)에 인가되는 전기장 방향에 의해 직진성을 가질 수 있게 된다. 이 직진성은 가속관(200)에 입사되어 높은 에너지로 가속되면서 공간전하효과와 함께 점차 전차 번치(bunch)의 크기를 증가시키는 요인이 된다. 따라서 초기 에너지 전자빔의 발산을 최소로 하는 것이 전자가속기에서 매우 중요하며 이는 전자장의 세기와 자기장의 세기에 매우 민감하다.
필라멘트(120)는 전자총(100)의 일측에 구비되며, 캐소드(110)를 가열할 수 있도록 구성된다. 필라멘트(120)를 이용하여 캐소드(110)를 약 1000℃ 이상으로 가열할 수 있도록 구성된다. 이때 필라멘트(120)의 소재는 용융점이 2000℃ 이상의 소재를 채택될 수 있다.
인슐레이션(130)은 고온의 캐소드(110)의 온도를 유지시키기 위해 구비되며, 복수의 단으로 구비될 수 있다.
도 2는 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치(200)를 도시한 것이다. 본 발명의 일 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치(200)는 제어부(210), 제1 전압공급부(220), 제2 전압공급부(230)를 포함할 수 있다.
도 2를 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 제어부(210)는 제1 전압공급부(220) 및 제2 전압공급부(230)와 연결되며, 전자총(100)으로 공급되는 전압을 제어할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 제2 전압공급부(230)는 제어부(210)로부터 제어신호를 전달받아 소정 전압을 필라멘트(120)로 전압을 전달할 수 있다. 바람직하게 필라멘트(120)로 전달되는 전압은 220V의 피크 전압을 갖는 교류전압일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 제1 전압공급부(220)는 제어부(210)로부터 제어신호를 전달받아 캐소드(110)로 전압을 전달할 수 있다.
도 3은 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 전압공급부(220)를 도시한 것이다. 도 3을 참조하면, 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 전압공급부(220)는 직류 펄스 전압공급부(221), 교류 전압공급부(222), 모듈레이션부(223)를 포함할 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 직류 펄스 전압공급부(221)는 펄스 형태의 직류 전압인 제1 직류 전압을 생성하여 모듈레이션부(223)로 출력할 수 있다.
도 4는 직류 펄스 전압공급부(221)에서 모듈레이션부(223)로 출력된 제1 직류 전압의 실시예이다. 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 직류 전압은 대역폭이 0 초과 10μs이하 이고, 주기는 1/300 내지 1/10s 이며, 전압의 크기가 0 초과 25kV인 펄스 형태의 직류전압일 수 있다. 본 발명의 일 실시예에 따른 제1 직류 전압의 대역폭, 주기, 전압의 크기는 전자총(100)의 종류, 크기, 용도 등에 따라 가변적이다.
본 발명의 일 실시예에 따른 교류 전압공급부(222)는 소정 피크 전압과 소정 주파수를 갖는 제1 교류 전압을 생성하여 모듈레이션부(223)로 출력할 수 있다. 본 발명의 제1 교류 전압은 0 초과 0.1kV 이하의 크기를 갖는 피크 전압값과, 0 초과 1MHz 이하의 주파수를 가질 수 있다. 제1 교류 전압의 피크 전압, 주파수는 전자총(100)의 종류, 크기에 따라 가변적이다.
도 5는 본 발명의 교류 전압공급부(222)에서 모듈레이션부(223)로 제공된 제1 교류 전압의 실시예를 도시한 것이다. 도 5를 참조하면, 본 발명의 실시예에 따른 제1 교류 전압은 0 초과 0.1kV 이하의 피크 전압값과 0 초과 1MHz 이하의 주파수를 갖는 교류 전압일 수 있다. 다만, 이는 하나의 실시예에 불과하며, 본 발명의 권리범위를 제한하는 것은 아니다.
본 발명의 모듈레이션부(223)는 직류 펄스 전압공급부(221)로부터 전달받은 제1 직류 전압과 교류 전압공급부(222)로부터 전달받은 제1 교류 전압이 합성된 제1 모듈레이션 전압을 생성하여, 캐소드(110)로 전달할 수 있다. 제1 모듈레이션 전압은 1 직류 전압과 동일한 대역폭, 주기를 갖는 펄스 전압에, 제1 교류 전압과 동일한 주파수를 갖는 교류 전압이 합성된 것으로, 피크 전압은 제1 직류 전압에 제1 교류 전압의 피크 전압값을 더한 값을 갖는 펄스 형태의 교류 전압이다.
본 발명의 제1 모듈레이션 전압은 펄스 형태의 교류 전압으로, 펄스 주기, 대역폭은 제1 직류 전압과 동일(예컨대, 대역폭이 0 초과 10μs이하 이고, 주기는 1/300 내지 1/10s 임)하며, 피크 전압값은 제1 직류 전압의 피크 전압과 0 초과 0.1kV 이하의 차이가 나며, 교류 전압의 주파수는 0 초과 1MHz 이하일 수 있다.
도 6은 본 발명의 제1 모듈레이션 전압의 일 실시예를 도시한 것이다. 도 6을 참조하면, 제1 모듈레이션 전압은 펄스의 주기가 1/300s이고, 펄스의 대역폭이 10μs이며, 피크 전압이 -25.1kV이며, 교류 전압의 주파수가 1MHz일 수 있다.
본 발명의 일 실시예와 같이, 캐소드(110)에 전달되는 전압을 펄스식으로 전달하는 경우에, 캐소드(110)의 에이징이 가능하다. 또한, 본 발명의 일 실시예와 같이, 교류 전압을 캐소드(110)에 전달하는 경우에, 캐소드(110) 표면에 머무르는 전하의 움직임이 직류 전압을 인가하는 경우보다 더욱 크게 요동치므로, 캐스드 표면에서 더 많은 전자를 인출할 수 있어, 빔 전류의 손실이 줄어들며 그 결과, 전자총(100)에서 출력되는 전자빔 손실이 최소화되는 장점이 있다.
또한, 빔 전류 손실이 줄어듦에 따라 전자총에서 전류가 과다하게 발생하는 것을 억제하여 안정적으로 X-ray 발생이 이루어지는 장점이 있으며, 전자총에서 전류가 과다하게 발생하는 것을 억제하므로, 캐소드의 수명 감소를 최소화할 수 있는 장점도 있다.
도 7은 본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 삼극관 전자총(100)의 단면도를 도시한 것이다. 본 발명의 다른 실시예에 따른 삼극관 전자총(100)은 애노드와 캐소드(110) 사이에 구비되는 그리드(grid)부를 더 포함하여 구성될 수 있다. 그리드(grid)부는 캐소드(110)로부터 전자를 방출시키는 방향에 구비된다. 그리드부(150)는 중심부에 홀이 형성되어 전자가 통과할 수 있도록 구성되며, 회전대칭으로 구성될 수 있다.
도 8은 본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치(200)를 도시한 것이다. 본 발명의 다른 실시예에 따른 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치(200)는 제어부(210), 제1 전압공급부(220), 제2 전압공급부(230), 제3 전압공급부(240)를 포함할 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 제어부(210)는 제1 전압공급부(220), 제2 전압공급부(230), 제3 전압공급부(240)와 연결되며, 전자총(100)으로 공급되는 전압을 제어할 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 제2 전압공급부(230)는 제어부(210)로부터 제어신호를 전달받아 필라멘트(120)로 제2 전압을 전달할 수 있다. 바람직하게 필라멘트(120)로 전달되는 제2 전압은 220V의 크기를 갖는 교류 전압일 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 제1 전압공급부(220)는 제어부(210)로부터 제어신호를 전달받아 캐소드(110)로 제1 전압(후술할 제2 모듈레이션 전압)을 전달할 수 있다.
도 9는 본 발명의 다른 실시예에 따른 제1 전압공급부(220)를 도시한 것이다. 도 9를 참조하면, 본 발명의 다른 실시예에 따른 제1 전압공급부(220)는 직류 전압공급부(224), 교류 전압공급부(225), 모듈레이션부(226)를 포함할 수 있다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 직류 전압공급부(224)는 소정 크기의 전압값을 갖는 제2 직류 전압을 생성하여 모듈레이션부(226)로 제공할 수 있다. 직류 전압공급부(224)에서 모듈레이션부(226)로 제공하는 제2 직류 전압은 0 초과 25kV 이하의 일정한 크기의 전압값을 갖는 직류 전압으로, 직류 전압의 크기는 전자총(100)의 종류, 크기, 용도에 따라 가변적이다.
도 10은 직류 전압공급부(224)에서 모듈레이션부(226)로 제공되는 제2 직류전압을 도시한 것으로, 도 10을 참조하면, 제2 직류전압은 -25kV의 일정한 값을 갖는 직류 전압일 수 있다.
본 발명의 일 실시예에 따른 교류 전압공급부(225)는 소정 주파수와 소정 피크 전압값을 갖는 제2 교류 전압을 생성하여 모듈레이션부(226)로 전달할 수 있다.
도 11은 본 발명의 일 실시예에 따른 제2 교류 전압을 도시한 것이다. 도 11을 참조하면, 교류 전압공급부(225)에서 모듈레이션부(226)로 제공하는 제2 교류 전압은 0초과 1MHZ 이하의 주파수를 가지며, 피크 전압값으로 0 초과 0.1kV를 가질 수 있다. 제2 교류 전압의 피크 전압값은 전자총(100)의 종류, 크기, 용도에 따라 가변적이다.
본 발명의 다른 실시예에 따른 모듈레이션부(226)는 직류 전압공급부(224)로부터 제공된 제2 직류 전압과 교류 전압공급부(225)로부터 제공된 제2 교류 전압을 합성시켜 제2 모듈레이션 전압을 생성하여, 캐소드(110)로 제공할 수 있다. 캐소드(110)로 제공되는 제2 모듈레이션 전압은 직류 전압공급부(224)에서 제공된 제2 직류 전압값과 교류 전압공급부(225)에서 제공된 제2 교류 전압을 합성한 교류 전압으로, 제2 모듈레이션 전압의 피크 전압은 제2 직류 전압과 제2 교류 전압의 피크 전압값을 합한 값이며, 제2 모듈레이션 전압의 주파수는 제2 교류 전압과 동일하다.
본 발명의 제2 모듈레이션 전압은 제2 교류 전압과 동일한 주파수를 가지며, 제2 직류 전압과 제2 교류 전압의 피크 전압값을 더한 전압값을 피크 전압값으로 갖는다. 예를들어, 제2 모듈레이션 전압의 피크 전압값은 -0.1kV 초과 25.1kV 이하의 값이며, 제2 모듈레이션 전압의 주파수는 0 초과 1 MHz 이하일 수 있다. 제2 모듈레이션 전압의 주파수, 피크 전압값은 전자총(100)의 종류, 크기, 용도에 따라 가변적이다.
도 12는 본 발명의 제2 모듈레이션 전압을 도시한 것이다. 도 12를 참조하면, 예컨대, 직류 전압공급부(224)에서 제공된 전압이 -25kV의 일정한 크기를 갖는 직류 전압이고, 교류 전압공급부(225)에서 제공된 전압이 피크 전압으로 0.1kV 크기와, 1MHz의 주파수를 갖는 교류 전압인 경우에, 제2 모듈레이션 전압은 -25.1kV 와 -24.9kV의 피크 전압값을 갖지며, 1MHz의 주파수를 갖는 교류 전압일 수 있다.
본 발명의 제3 전압공급부(240)는 제어부(210)로부터 제어신호 전달받아 제 3 전압을 생성하여, 그리드부(150)로 제공할 수 있다. 여기서 제3 전압은 소정 크기의 전압값을 갖는 펄스 형태의 직류 전압이다.
본 발명의 제3 전압은 0 초과 1μs 이하의 대역폭을 가지면서, 1/300 내지 1/10s의 주기를 갖고, 직류 전압공급부(224)에서 제공된 제2 직류 전압과 -150V 내지 +150V만큼 차이가 나는 펄스 형태의 직류 전압일 수 있다. 제3 전압의 대역폭, 주파수, 크기는 전자총(100)의 크기, 용도 등에 따라 가변적이다.
도 13은 본 발명의 제3 전압의 실시예를 도시한 것이다. 도 13을 참조하면, 본 발명의 제3 전압은 모듈레이션부(226)에 제공된 제2 직류 전압이 -23.5kV인 경우에, 피크 전압을 -24.85kV, -25.15kV로 가질 수 있다.
본 발명의 다른 실시예와 같이, 캐소드(110)에 교류 전압을 인가하는 경우에, 캐소드 표면에 머무르는 전하의 움직임이 직류 전압을 인가하는 경우보다 더욱 크게 요동치므로, 캐스드 표면에서 더 많은 전자를 인출할 수 있어, 빔 전류의 손실이 줄어들며 그 결과, 전자총(100)에서 출력되는 전자빔 손실이 최소화되는 장점이 있다.
또한, 빔 전류 손실이 줄어듦에 따라 전자총에서 전류가 과다하게 발생하는 것을 억제하여 안정적으로 X-ray 발생이 이루어지는 장점이 있으며, 전자총에서 전류가 과다하게 발생하는 것을 억제하므로, 캐소드의 수명 감소를 최소화할 수 있는 장점도 있다.

Claims (8)

  1. 캐소드와 연결되며, 상기 캐소드로 교류 전압을 전달하는 제1 전압공급부; 필라멘트와 연결되며, 상기 필라멘트로 교류 전압을 전달하는 제2 전압 공급부; 그리드부(grid)부와 연결되며, 상기 필라멘트로 펄스 형태의 직류 전압을 전달하는 제3 전압 공급부; 및 상기 제1 전압공급부, 상기 제2 전압공급부 및 상기 제3 전압공급부와 연결되며, 상기 캐소드, 상기 필라멘트, 상기 그리드부로 전달되는 전압을 제어하는 제어부를 포함하되,
    상기 제1 전압공급부는
    소정 크기를 갖는 직류 전압인 제2 직류 전압을 생성하여 출력하는 직류 전압 공급부; 소정 피크 전압과 소정 주파수를 갖는 제2 교류 전압을 생성하여 출력하는 교류 전압 공급부 및 상기 제2 직류 전압과 상기 제2 교류 전압을 전달받아, 상기 제2 직류 전압과 상기 제2 교류 전압이 합성된 제2 모듈레이션 전압을 생성하여 상기 캐소드로 전달하는 모듈레이션부를 포함하는 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  2. 제1항에 있어서, 상기 제2 모듈레이션 전압의 피크 전압값 또는 주파수는 가변적인 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  3. 제1항에 있어서, 상기 제2 직류 전압의 크기는 가변적인 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  4. 제1항에 있어서,
    상기 제2 직류 전압은 0 초과 25kV 이하의 일정한 크기의 전압값을 갖는 직류 전압인 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  5. 제1항에 있어서, 상기 제2 교류 전압의 주파수, 피크 전압값은 가변적인 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  6. 제1항에 있어서, 상기 제2 교류 전압은 0 초과 0.1kV 이하의 피크 전압값과 0 초과 1MHz 이하의 주파수를 갖는 교류 전압인 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  7. 제1항에 있어서, 상기 제2 모듈레이션 전압은
    상기 제2 직류 전압과 상기 제2 교류 전압의 피크 전압값을 합한 피크 전압값을 갖고, 상기 주파수는 상기 제2 교류 전압과 동일한 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
  8. 제7항에 있어서,
    상기 제2 모듈레이션 전압의 피크 전압값은 -0.1kV 초과 25.1kV 이하의 값이며, 상기 제2 모듈레이션 전압의 주파수는 0 초과 1 MHz 이하인 의료용 전자가속기의 전자총 전원공급장치.
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