Ｘ線発生装置
【課題】Ｘ線撮像において、最も適したエネルギーの特性Ｘ線を従来のＸ線に付加できるＸ線発生装置を提供する。
【解決手段】従来と同様のターゲット（１次ターゲット層）の内側にＸ線撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を発生する原子を含む２次ターゲット層を配置する。従来の装置では、１次ターゲット層で発生する１次Ｘ線のうち、被検体と逆方向に放射されるものは無駄になっていたが、そのＸ線が２次ターゲット層で光電効果を起こし、最もＸ線撮像に適したエネルギーの特性Ｘ線を発生する。この特性Ｘ線は、１次ターゲット層を透過して被検体方向に射出される。
【解決手段】従来と同様のターゲット（１次ターゲット層）の内側にＸ線撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を発生する原子を含む２次ターゲット層を配置する。従来の装置では、１次ターゲット層で発生する１次Ｘ線のうち、被検体と逆方向に放射されるものは無駄になっていたが、そのＸ線が２次ターゲット層で光電効果を起こし、最もＸ線撮像に適したエネルギーの特性Ｘ線を発生する。この特性Ｘ線は、１次ターゲット層を透過して被検体方向に射出される。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、２層からなるターゲットを用いて、従来の連続Ｘ線に任意のエネルギーの特性Ｘ線を付加できるＸ線発生装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
造影剤を用いたＸ線撮像を含め、医療用のＸ線撮像においては、例えば、図１３に示すように、殆ど全てタングステン製のターゲットを採用したＸ線発生装置を用いている。また乳房用では、モリブテン製のターゲットも用いられている。そして、これらのターゲットに電子ビームを照射し、制動放射によって発生する連続Ｘ線を人体に照射している。
【０００３】
このようなＸ線発生装置では、高エネルギーの電子をタングステンターゲットに照射し、制動放射による連続Ｘ線を用いており、効率の悪い低エネルギーのＸ線や高エネルギーのＸ線も一緒に照射している。この制動放射が起こっているのは、タングステンの表面付近の数ミクロンの厚さの領域である。発生するＸ線は、ほぼ等方的に放射され、被検体の向き（電子ビームの向きと逆）に放射されたＸ線だけが利用される。
【０００４】
【特許文献１】特開平１０−５０２４２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上述した従来のＸ線発生装置では、ターゲットからＸ線取り出し方向とは逆向きに放出されたＸ線はほとんど利用されず、非効率である。
【０００６】
本発明は上述した従来技術の問題点を解決するために、Ｘ線撮像において有用な特性Ｘ線の発生量を従来に比べて増大できるＸ線発生装置を提供することを目的とする。
また、本発明は、Ｘ線撮像において最適なエネルギーの特性Ｘ線を付加できるＸ線発生装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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、電子出射手段と、前記電子出射手段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、前記電子出射手段と反対側に位置し、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、所定のエネルギーの特性Ｘ線を発生する２次ターゲット層とを有し、前記電子出射手段が配置された側に向けて前記１次Ｘ線および前記特性Ｘ線を取り出す。
【０００８】
本発明のＸ線発生装置では、１次ターゲット層から制動放射によって発生した１次Ｘ線のうち、Ｘ線取り出し側と反対側に放出された１次Ｘ線が２次ターゲット層に達する。
そして、２次ターゲット層にて照射された１次Ｘ線によって特性Ｘ線が発生する。この特性Ｘ線のうち、上記Ｘ線取り出し側に放出された特性Ｘ線は、１次ターゲット層を透過して、Ｘ線取り出し側に出射される。
【０００９】
本発明のＸ線発生装置は、前記２次ターゲット層に対して前記１次ターゲット層と反対側に配置され、前記１次ターゲット層で発生した熱を逃がす基板を有する。
【００１０】
好適には、本発明のＸ線発生装置の前記１次ターゲット層の厚みは、２〜１０μｍであり、前記２次ターゲット層は、セリウムとベリリウム、セリウムとホウ素またはセリウムと炭素からなる合金、化合物または混合物で構成されている。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、Ｘ線撮像において最適なエネルギーのＸ線の発生量を従来に比べて増大できるＸ線発生装置を提供することができる。
また、本発明によれば、ターゲットからＸ線取り出し方向とは逆向きに放出されたＸ線を利用して、Ｘ線撮像において最適なエネルギーの特性Ｘ線を付加できる装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
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が本発明の電子出射手段の一例であり、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１５が本発明の２次ターゲットの一例である。基材１７が本発明の基板の一例である。
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１５が発生する特性Ｘ線が本発明の特性Ｘ線の一例である。
【００１３】
図１は、本発明の実施形態に係わるＸ線診断システム１の全体構成図である。図２は、本発明の実施形態に係わるＸ線発生装置３の断面構成図である。
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５に照射し、被検体５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。
【００１４】
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ーの特性Ｘ線を効率的に生成することを特徴としている。当該エネルギーは、被検体５の厚みが２０ｃｍ程度の場合、３０ｋｅＶ台半ばから後半である。
【００１５】
従来では、前述したように、高エネルギーの電子をタングステンターゲットに照射し、制動放射による連続Ｘ線を用いており、効率の悪い低エネルギーのＸ線や高エネルギーのＸ線も一緒に照射している。この制動放射が起こっているのは、タングステンの表面付近の数ミクロンの厚さの領域である。発生するＸ線は、ほぼ等方的に放射され、被検体の向き（電子ビームの向きと逆）に放射されたＸ線だけが利用される（図１３参照）。
これに対して、本実施形態のＸ線発生装置３では、従来技術では無駄になっていた被検体５と逆向き（電子ビームの向き）に放射されたＸ線を有効利用する。図２および図３に示すように、制動放射を起こす数ミクロンのタングステンの内側に造影剤の撮像に最も効率のよいエネルギーの特性Ｘ線を放射する元素（例えばセリウム）を含む層を配置すると、無駄になっていたＸ線が、セリウム原子で光電効果を起こし、原子が基底状態に戻る際に特性Ｘ線（３４〜４０ｋｅＶ）を放射する。
タングステンのＫ吸収端は、６９．５ｋｅＶであるが、セリウムの放射する特性Ｘ線は、タングステンのＫ吸収端よりエネルギーが小さいので、表面のタングステン層で大きく吸収されることなく通過することができる。得られるＸ線のスペクトルは図４に示すようになる。
なお、２次ターゲット層１５は、例えば、セリウムとベリリウムとを原子数比１：９で混合して得られた合金または混合物で構成される。
【００１６】
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では、例えば、電子ビーム発生部９から所定の距離にを隔てて１次ターゲット層１１が配設されている。
１次ターゲット層１１に対して電子ビーム発生部９と反対側には、２次ターゲット層１５および基材１７が順に接合して配置されている。
【００１７】
Ｘ線発生装置３では、電子ビーム発生部９からの電子ビームを１次ターゲット層１１に照射すると、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。
【００１８】
そして、この連続Ｘ線が、Ｘ線取り出し方向に射出されると共に、その反対側の２次ターゲット層１５に照射され、２次ターゲット層１５内で光電効果が起こり、２次ターゲット層１５の原子番号に対応したエネルギーの特性Ｘ線が発生する。
２次ターゲット層１５で発生した特性Ｘ線の一部は、Ｘ線取り出し方向からＸ線発生装置３の外部に出射される。残りの特性Ｘ線は、基材１７等や筐体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。
【００１９】
［１次ターゲット層１１］
１次ターゲット層１１は、例えば、タングステンであり、２次ターゲット層１５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、タングステン、金、白金また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は、電子ビーム発生部９から例えば９０ｋｅＶ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９０ｋｅＶまで連続Ｘ線が発生する。
１次ターゲット層１１の厚みは、タングステン中における電子ビームの飛程に応じて決定され、例えば、２〜１０μｍ、好ましくは４μｍ程度が適当である。なお、１次ターゲット層１１の厚みを厚くし過ぎると、２次ターゲット層１５で発生した特性Ｘ線が１次ターゲット層１１内で吸収される割合が高くなる。
【００２０】
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。タングステンは原子番号７４であり、適切である。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ーがほとんど熱エネルギーになり、高温になる。よって融点の低い物質は融解してしまう。タングステンの融点は、約３４００℃であり、１次ターゲット層１１の材料に適している。
（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。タングステンの熱伝導率は、１７３［Ｗ/（ｍ・Ｋ）］であり、大きい。
【００２１】
上記（１−１），（１−２），（１−３）の条件を満たす物質は限られたものになる。現在医療診断で使用されているＸ線発生装置のターゲットは、ほとんどがタングステンまたはタングステンを主成分とする合金である。一部Ｘ線のエネルギーが低い乳房等の撮影では、モリブテン等の他の物質が使用される場合もある。
【００２２】
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１５中の原子（セリウム）のＫ吸収端以上のエネルギーのみが特性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１５層中の原子（セリウム）のＫ吸収端より高いエネルギーのＸ線を含んでいる必要がある。連続Ｘ線の最高エネルギーは、照射する電子ビームのエネルギーでほぼ決まり、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。
【００２３】
電子ビームのエネルギーが大きいと、連続Ｘ線の最大値が大きくなり発生するＸ線光子の数も増えて、相対的にセリウムの特性Ｘ線の効果が小さくなり、被ばく軽減の観点より好ましくない。電子ビームのエネルギーとしては、８０〜１００ｋｅＶ程度が適切である。
【００２４】
［２次ターゲット層１５］
１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線は、２次ターゲット層１５中で光電効果を起こし、２次ターゲット層１５を構成する原子の原子番号に対応したエネルギーの特性Ｘ線を発生する。
２次ターゲット層１５の材料としては、セリウム、またはセリウムとベリリウム、ホウ素もしくは炭素などとの合金、化合物あるいは混合物が挙げられる。
【００２５】
以下、２次ターゲット層１５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Ｘ線が２次ターゲット層１５に照射されると、連続Ｘ線と２次ターゲット層１５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。
【００２６】
特性Ｘ線のエネルギーは、Ｋ殻にある電子の束縛エネルギーとＬ殻にある電子の束縛エネルギーの差となる。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、その差のエネルギーを特性Ｘ線として放出する。特性Ｘ線のエネルギーは、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ーの特性Ｘ線を放出する。
ここで、２次ターゲット層１５により原子番号の大きな原子の材料を用いれば、より高いエネルギーの単色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、より低いエネルギーの特性Ｘ線を発生する。
【００２７】
このように、２次ターゲット層１５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ーの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ーのことで、このエネルギー以上の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。
【００２８】
なお、Ｋ吸収端も、特性Ｘ線（ＫＸ線）のエネルギーも、原子番号のほぼ２乗に比例する。
【００２９】
前述したように、発生する特性Ｘ線のエネルギーは、２次ターゲット層１５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、低エネルギー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１５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次ターゲット層には、１次ターゲット層で発生した熱を基材１７に伝えるという役割もある。セリウムは、熱伝導率が１１．４ Ｗ/（ｍ・Ｋ） と小さいので、単体で用いるのは問題がある。この問題は、熱伝導率が２０１ Ｗ/（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解決できる。ベリリウムは原子番号が４と小さいため連続Ｘ線や特性Ｘ線をほとんど吸収しないので、好ましい元素である。
【００３０】
２次ターゲット層１５には、１次ターゲット層１１から基材１７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１５に達した連続Ｘ線によって発生した特性Ｘ線のうち、基材１７と反対側に向けて放出された特性Ｘ線が、１次ターゲット層１１を透過してＸ線取り出し側に出射される。
【００３１】
［基材１７］
基材１７は、例えば、銅で形成されている。
基材１７は、第１層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。
【００３２】
［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。
電子ビーム発生部９が、例えば９０ｋｅＶの電子ビームを１次ターゲット層１１に向けて出射する。
１次ターゲット層１１は、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、最大９０ｋｅＶまでの連続Ｘ線を発生する。
当該連続Ｘ線は、Ｘ線取り出し方向に向けて出射されると共に、２次ターゲット層１５に照射される。
【００３３】
２次ターゲット層１５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１５の原子番号に対応した３０ｋｅＶ台半ばから後半のエネルギーの特性Ｘ線が発生する。
２次ターゲット層１５中で発生した特性Ｘ線のうち一部は１次ターゲット層１１を透過してＸ線取り出し方向から出射される。
当該３０ｋｅＶ台半ばから後半のエネルギーの特性Ｘ線は、例えば図１に示す被検体５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ーであり、Ｘ線診断システム１の用途に適している。
【００３４】
そして、２次ターゲット層１５において生成された特性Ｘ線および、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線が、図２中左側の取り出し方向からＸ線発生装置３の外部に出射される。上記取り出し方向以外に向けて出射されたＸ線は、Ｘ線発生装置３の筐体によって装置内に封じられ、外部には漏れ出さない
【００３５】
［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、従来と同程度の連続Ｘ線を発生し、且つ、撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を付加できる。これにより、例えば造影剤を用いた撮像において、同等の画像を得るための被ばく量を従来の１〜２割減にできる。
【００３６】
Ｘ線発生装置３では、造影剤を用いた撮像において、被検体５の厚みを１５ｇ/ｃｍ2 (水１５ｃｍ厚相当)、電子ビームのエネルギーを ９０ｋｅＶとすると、同じコントラスを得る際の被検体の被ばく量は、図５に示すように、従来に比べて１８％減となる。
また、同じコントラストを得るために必要な電子ビームの強度も １８％減ということもできる。このような効果は、被検体の厚みが小さいほど大きい。
【００３７】
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、Ｘ線診断時における被検体５の被爆量をさらに軽減できる。
また、Ｘ線発生装置３は、小児用のＸ線診断に特に有効である。
【００３８】
Ｘ線診断システム１によれば、２次ターゲット層１５の材質として用いる原子の原子番号を選択することで、任意のエネルギーの特性Ｘ線を発生できる。
【００３９】
［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５に照射し、被検体５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。
【００４０】
＜本実施形態の変形例＞
図６は、本実施形態のＸ線発生装置１０３の構成図である。
図６に示すように、Ｘ線発生装置１０３のターゲットは、乳児・子供用部分８０と成人用部分８１とを有している。
図６に示すように、乳児・子供用部分８０と成人用部分８１とは厚み方向の構成が異なる。
乳児・子供用部分８０は、１次ターゲット層１１１、２次ターゲット層１１５および基材１７を順に配置して構成され、第１実施形態と同じ構成である。
成人用部分８１は、１次ターゲット層１１１と基板１７とで構成され、従来と同じ構成である。
すなわち、Ｘ線発生装置１０３のターゲットは、従来構成と第１実施形態の構成とを組み合わせて構成される。
【００４１】
Ｘ線発生装置１０３の電子ビーム発生部１０９は、図６中上下方向に移動可能である。具体的には、電子ビーム発生部１０９は、電子ビームを乳児・子供用部分８０に照射する位置と、成人用部分８１に照射する位置との間で移動可能である。
【００４２】
Ｘ線発生装置１０３は、乳児・子供を撮像する場合には、図６中実線の位置に電子ビーム発生部１０９を位置させて乳児・子供用部分８０の部分に電子ビームを照射する。
これにより、第１実施形態で説明したように、従来と同程度の連続Ｘ線を発生し、且つ、撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を発生できる。これにより、従来に比べてコントラストを高めることができる。これは、被検体５の厚みが薄い場合やヨウ素を含む造影剤を用いた血管造影に特に有用である。
【００４３】
また、Ｘ線発生装置１０３は、成人を撮像する場合には、図６中点線の位置に電子ビーム発生部１０９を位置させて成人用部分８１の部分に電子ビームを照射する。被検体５の厚みが厚い場合や大量のＸ線を必要とする場合には、乳児・子供用部分８０の構成に比べて成人用部分８１の構成が有効な場合がある。このような場合に有用である。
【００４４】
上述したように、Ｘ線発生装置１０３は、被検体５の属性に応じて、乳児・子供用部分８０と成人用部分８１とを切り換えて使用でき、双方の長所を利用することができる。
なお、図６に示す場合において、電子ビーム発生部１０９を固定し、ターゲット側を図中上下方向に移動するようにしてもよい。
【００４５】
［シミュレーション］
以下、Ｘ線発生装置３のシミュレーションについて説明する。
本シミュレーションで用いたパラメータとしては電子ビームのエネルギー９０ｋｅＶ，電子ビームの入射角：９０度，タングステン層の厚み４μｍ，第２層はセリウム：ベリリウム＝１：９とした。セリウム単体では、熱伝導率が悪く、融点も低いので、熱伝伝導率・融点が高く、Ｘ線をほとんど吸収しない原子番号４のベリリウムとの合金とした。
なお、シミュレーション用ソフトウェア「ＥＧＳ５」を使用した。
【００４６】
＜電子ビーム発生部９からの電子ビームの入射角＞
図７は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームの入射角依存性を示す図である。
電子の入射角 θ=９０°（垂直入射）、θ=６０°、θ＝３０°を試した。
これにより、電子ビームの入射角は、θ＝９０°（垂直入射）が最もよいが、θ＝６０°でも違いは約５％である。θ＝３０°になると、約３０％低下する。
Ｘ線発生装置３では、例えば、１次ターゲット層１１への電子ビームの入射角θが６０°以上になるように設定する。
【００４７】
＜Ｘ線の放射角依存性＞
図８は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるＸ線の放射角依存性を示す図である。
１次ターゲット層１１および２次ターゲット層１５から放射されるＸ線を以下の４つの領域にわけて分析した。
このように ＣＯＳ θで均等に分けると、各領域の立体角も均等になるという特性があり都合が良い。
（１）
ｃｏｓ θ＜０．２５
（２）
０．２５＜ｃｏｓ θ＜０．５
（３）
０．５ ＜ｃｏｓ θ＜０．７５
（４）
０．７５＜ｃｏｓ θ＜１
図８を見ると、Ｘ線の放射角は、ｃｏｓ θ＜０．２５＝９０°（垂直放射）が最もよい。
特に肝心のセリウムの特性Ｘ線の量において放射角度の違いによる差が大きい。
それに対して連続Ｘ線部分は、相対的に差は小さい。
以下他のパラメータを考察する際は、ｃｏｓ θ＜０．２５（垂直放射）を用いた。
【００４８】
＜電子ビーム発生部９からの電子ビームのエネルギー＞
図９は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームのエネルギー依存性を示す図である。
連続Ｘ線のエネルギーの最大値は、電子ビームのエネルギーである。
よって、電子ビームのエネルギーを大きくすると、連続Ｘ線の最大値が大きくなる。
また、セリウムの特性Ｘ線を含めてどのエネルギーにおいてもＸ線強度が大きくなる。
強度が大きくなるのは、良いことであるが、エネルギーの大きいＸ線が発生するのは、被ばくの観点から好ましくない。
総合的に判断して８０〜１００ｋｅＶくらいが適当である。
ここでは、電子ビームのエネルギーとして８０ｋｅＶ,９０ｋｅＶ,１００ｋｅＶを比較してみた。
他のシミュレーションにおいては、電子ビームのエネルギーとして９０ｋｅＶを用いた。
【００４９】
＜１次ターゲット層１１の厚み＞
図１０は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける１次ターゲット層の厚み依存性を示す図である。
１次ターゲット層１１の役割は、効率良く制動放射Ｘ線（連続Ｘ線）を生成することであり、１次ターゲット層１１は厚すぎても薄すぎてもいけない。厚すぎると２次ターゲット層１５で発生したセリウムの特性Ｘ線が１次ターゲット層１１で吸収されてしまう。
一方、１次ターゲット層１１の厚みが薄すぎると、電子ビームが１次ターゲット層１１で十分に制動放射Ｘ線を放出する前に２次ターゲット層１５にしみだしてしまう。
本例は、１次ターゲット層１１の厚みとして２μｍ,４μｍ,６μｍ を比較してみた。
２μｍでは薄すぎ連続Ｘ線が十分に発生していないことがわかる。
６μｍでは、セリウムの特性Ｘ線が吸収により少なくなっている。
この中では、４μｍが一番良い。
他のシミュレーションにおいては、１次ターゲット層１１の厚みとして４μｍを用いた。
【００５０】
＜２次ターゲット層１５の原子数比＞
図１１は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける２次ターゲット層１５のセリウムとベリリウムとの混合比依存性を示す図である。
２次ターゲット層１５の役割は、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線を吸収し、撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を放出することである。
その役目をしているのがセリウム原子である。
２次ターゲット層１５には、さらに１次ターゲット層１１で発生した大量の熱を熱伝導により基材１７（基板）に伝える役割もあるので、大きな熱伝導率を持っていなければならない。
セリウムの熱伝導率は、１１．４Ｗ/（ｍ・Ｋ）であり、１次ターゲット層１１のタングステン
１７４Ｗ/（ｍ・Ｋ）の１０分の１以下しかなく、２次ターゲット層１５をセリウム単体とするのは問題がある。
この問題は２次ターゲット層１５をベリリウム（原子番号４）とセリウム（原子番号５８）の合金とすることで解決する。ベリリウムは原子番号が４と小さいので、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線や２次ターゲット層１５で発生する特性Ｘ線をほとんど吸収しない。
また、ベリリウムは、熱伝導率が２０１Ｗ/（ｍ・Ｋ） とタングステンより大きい。
図１１に示すシミュレーションでは、２次ターゲット層１５のセリウムとベリリウムの原子数比を（１）１：４, （２）１：９,（３）１：１９の３通り行った。（１），（２），（３）ともに大きな違いはない。
他のシミュレーションでは、セリウム：ベリリウムを１：９とした。
【００５１】
＜Ｘ線フィルタの素材＞
図７から図１１の説明で用いた図は、ターゲットで発生する生のＸ線スペクトルである。
２０ｋｅＶ以下のＸ線は、ほとんど被検体中で吸収されて透過しないため、被ばくの原因になるだけで撮像に寄与しない。
よって、この低エネルギーのＸ線はフィルタを用いて除去する。
フィルタの性能は、素材の原子番号と厚みで決定される。一般にはアルミニウムのフィルタを用いるが、本シミュレーションでは、アルミニウム（原子番号１３）より良好な特性を示す原子番号２２のチタンを用いた。チタンフィルタは、低エネルギーのＸ線を良く吸収し、最も有用なセリウムの特性Ｘ線を多く透過する。
【００５２】
＜Ｘ線フィルタの厚み＞
図１２は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるフィルタの厚み依存性を示す図である。
フィルタを厚くすると、低エネルギーのＸ線は除去できるが、セリウムの特性Ｘ線等、有用なエネルギーのＸ線も損失する。よって適正なＸ線フィルタの厚みは、必要なＸ線強度等に依存する。
大強度のＸ線が必要な場合は、厚いＸ線フィルタを用いると強度不足になる場合がある。
また、被検体５の厚みや、撮影部位、造影剤の使用の有無等でも最も適したＸ線のエネルギーが異なるため、適切なフィルタの厚みは異なってくる。
ここでは、チタンフィルタの厚みを１００μｍ,１５０μｍ,２００μｍ
を比較してみた。
なお、他のシミュレーションにおいては、１５０μｍのフィルタを用いた。
【００５３】
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。
【産業上の利用可能性】
【００５４】
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。
【図面の簡単な説明】
【００５５】
【図１】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】図２は、本発明の実施形態に係わるＸ線発生装置の断面構成図である。
【図３】図３は、図２に示すＸ線発生装置におけるＸ線発生原理を説明するための図である。
【図４】図４は、図２に示すＸ線発生装置から出射されるＸ線のエネルギーを従来技術と比較して説明するための図である。
【図５】図５は、図２に示すＸ線発生装置におけるＸ線による被検体の被ばく量を説明するための図である。
【図６】図６は、本発明のその他の実施形態のＸ線発生装置の構成図である。
【図７】図７は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームの入射角依存性を示す図である。
【図８】図８は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるＸ線の放射角依存性を示す図である。
【図９】図９は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームのエネルギー依存性を示す図である。
【図１０】図１０は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける１次ターゲット層の厚み依存性を示す図である。
【図１１】図１１は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける２次ターゲット層１５のセリウムとベリリウムとの混合比依存性を示す図である。
【図１２】図１２は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるフィルタの厚み依存性を示す図である。
【図１３】図１３は、従来のＸ線診断システムを説明するための図である。
【符号の説明】
【００５６】
１…Ｘ線診断システム、３…Ｘ線発生装置、５…被検体、７…Ｘ線検出装置、９，１０９…電子ビーム発生部、１１，１１１…１次ターゲット層、１５，１１５…２次ターゲット層、１７…基板
【技術分野】
【０００１】
本発明は、２層からなるターゲットを用いて、従来の連続Ｘ線に任意のエネルギーの特性Ｘ線を付加できるＸ線発生装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
造影剤を用いたＸ線撮像を含め、医療用のＸ線撮像においては、例えば、図１３に示すように、殆ど全てタングステン製のターゲットを採用したＸ線発生装置を用いている。また乳房用では、モリブテン製のターゲットも用いられている。そして、これらのターゲットに電子ビームを照射し、制動放射によって発生する連続Ｘ線を人体に照射している。
【０００３】
このようなＸ線発生装置では、高エネルギーの電子をタングステンターゲットに照射し、制動放射による連続Ｘ線を用いており、効率の悪い低エネルギーのＸ線や高エネルギーのＸ線も一緒に照射している。この制動放射が起こっているのは、タングステンの表面付近の数ミクロンの厚さの領域である。発生するＸ線は、ほぼ等方的に放射され、被検体の向き（電子ビームの向きと逆）に放射されたＸ線だけが利用される。
【０００４】
【特許文献１】特開平１０−５０２４２号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００５】
しかしながら、上述した従来のＸ線発生装置では、ターゲットからＸ線取り出し方向とは逆向きに放出されたＸ線はほとんど利用されず、非効率である。
【０００６】
本発明は上述した従来技術の問題点を解決するために、Ｘ線撮像において有用な特性Ｘ線の発生量を従来に比べて増大できるＸ線発生装置を提供することを目的とする。
また、本発明は、Ｘ線撮像において最適なエネルギーの特性Ｘ線を付加できるＸ線発生装置を提供することを目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００７】
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、電子出射手段と、前記電子出射手段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、前記電子出射手段と反対側に位置し、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、所定のエネルギーの特性Ｘ線を発生する２次ターゲット層とを有し、前記電子出射手段が配置された側に向けて前記１次Ｘ線および前記特性Ｘ線を取り出す。
【０００８】
本発明のＸ線発生装置では、１次ターゲット層から制動放射によって発生した１次Ｘ線のうち、Ｘ線取り出し側と反対側に放出された１次Ｘ線が２次ターゲット層に達する。
そして、２次ターゲット層にて照射された１次Ｘ線によって特性Ｘ線が発生する。この特性Ｘ線のうち、上記Ｘ線取り出し側に放出された特性Ｘ線は、１次ターゲット層を透過して、Ｘ線取り出し側に出射される。
【０００９】
本発明のＸ線発生装置は、前記２次ターゲット層に対して前記１次ターゲット層と反対側に配置され、前記１次ターゲット層で発生した熱を逃がす基板を有する。
【００１０】
好適には、本発明のＸ線発生装置の前記１次ターゲット層の厚みは、２〜１０μｍであり、前記２次ターゲット層は、セリウムとベリリウム、セリウムとホウ素またはセリウムと炭素からなる合金、化合物または混合物で構成されている。
【発明の効果】
【００１１】
本発明によれば、Ｘ線撮像において最適なエネルギーのＸ線の発生量を従来に比べて増大できるＸ線発生装置を提供することができる。
また、本発明によれば、ターゲットからＸ線取り出し方向とは逆向きに放出されたＸ線を利用して、Ｘ線撮像において最適なエネルギーの特性Ｘ線を付加できる装置を提供することができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１２】
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が本発明の電子出射手段の一例であり、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１５が本発明の２次ターゲットの一例である。基材１７が本発明の基板の一例である。
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１５が発生する特性Ｘ線が本発明の特性Ｘ線の一例である。
【００１３】
図１は、本発明の実施形態に係わるＸ線診断システム１の全体構成図である。図２は、本発明の実施形態に係わるＸ線発生装置３の断面構成図である。
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５に照射し、被検体５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。
【００１４】
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ーの特性Ｘ線を効率的に生成することを特徴としている。当該エネルギーは、被検体５の厚みが２０ｃｍ程度の場合、３０ｋｅＶ台半ばから後半である。
【００１５】
従来では、前述したように、高エネルギーの電子をタングステンターゲットに照射し、制動放射による連続Ｘ線を用いており、効率の悪い低エネルギーのＸ線や高エネルギーのＸ線も一緒に照射している。この制動放射が起こっているのは、タングステンの表面付近の数ミクロンの厚さの領域である。発生するＸ線は、ほぼ等方的に放射され、被検体の向き（電子ビームの向きと逆）に放射されたＸ線だけが利用される（図１３参照）。
これに対して、本実施形態のＸ線発生装置３では、従来技術では無駄になっていた被検体５と逆向き（電子ビームの向き）に放射されたＸ線を有効利用する。図２および図３に示すように、制動放射を起こす数ミクロンのタングステンの内側に造影剤の撮像に最も効率のよいエネルギーの特性Ｘ線を放射する元素（例えばセリウム）を含む層を配置すると、無駄になっていたＸ線が、セリウム原子で光電効果を起こし、原子が基底状態に戻る際に特性Ｘ線（３４〜４０ｋｅＶ）を放射する。
タングステンのＫ吸収端は、６９．５ｋｅＶであるが、セリウムの放射する特性Ｘ線は、タングステンのＫ吸収端よりエネルギーが小さいので、表面のタングステン層で大きく吸収されることなく通過することができる。得られるＸ線のスペクトルは図４に示すようになる。
なお、２次ターゲット層１５は、例えば、セリウムとベリリウムとを原子数比１：９で混合して得られた合金または混合物で構成される。
【００１６】
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では、例えば、電子ビーム発生部９から所定の距離にを隔てて１次ターゲット層１１が配設されている。
１次ターゲット層１１に対して電子ビーム発生部９と反対側には、２次ターゲット層１５および基材１７が順に接合して配置されている。
【００１７】
Ｘ線発生装置３では、電子ビーム発生部９からの電子ビームを１次ターゲット層１１に照射すると、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。
【００１８】
そして、この連続Ｘ線が、Ｘ線取り出し方向に射出されると共に、その反対側の２次ターゲット層１５に照射され、２次ターゲット層１５内で光電効果が起こり、２次ターゲット層１５の原子番号に対応したエネルギーの特性Ｘ線が発生する。
２次ターゲット層１５で発生した特性Ｘ線の一部は、Ｘ線取り出し方向からＸ線発生装置３の外部に出射される。残りの特性Ｘ線は、基材１７等や筐体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。
【００１９】
［１次ターゲット層１１］
１次ターゲット層１１は、例えば、タングステンであり、２次ターゲット層１５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、タングステン、金、白金また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は、電子ビーム発生部９から例えば９０ｋｅＶ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９０ｋｅＶまで連続Ｘ線が発生する。
１次ターゲット層１１の厚みは、タングステン中における電子ビームの飛程に応じて決定され、例えば、２〜１０μｍ、好ましくは４μｍ程度が適当である。なお、１次ターゲット層１１の厚みを厚くし過ぎると、２次ターゲット層１５で発生した特性Ｘ線が１次ターゲット層１１内で吸収される割合が高くなる。
【００２０】
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。タングステンは原子番号７４であり、適切である。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ーがほとんど熱エネルギーになり、高温になる。よって融点の低い物質は融解してしまう。タングステンの融点は、約３４００℃であり、１次ターゲット層１１の材料に適している。
（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。タングステンの熱伝導率は、１７３［Ｗ/（ｍ・Ｋ）］であり、大きい。
【００２１】
上記（１−１），（１−２），（１−３）の条件を満たす物質は限られたものになる。現在医療診断で使用されているＸ線発生装置のターゲットは、ほとんどがタングステンまたはタングステンを主成分とする合金である。一部Ｘ線のエネルギーが低い乳房等の撮影では、モリブテン等の他の物質が使用される場合もある。
【００２２】
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１５中の原子（セリウム）のＫ吸収端以上のエネルギーのみが特性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１５層中の原子（セリウム）のＫ吸収端より高いエネルギーのＸ線を含んでいる必要がある。連続Ｘ線の最高エネルギーは、照射する電子ビームのエネルギーでほぼ決まり、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。
【００２３】
電子ビームのエネルギーが大きいと、連続Ｘ線の最大値が大きくなり発生するＸ線光子の数も増えて、相対的にセリウムの特性Ｘ線の効果が小さくなり、被ばく軽減の観点より好ましくない。電子ビームのエネルギーとしては、８０〜１００ｋｅＶ程度が適切である。
【００２４】
［２次ターゲット層１５］
１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線は、２次ターゲット層１５中で光電効果を起こし、２次ターゲット層１５を構成する原子の原子番号に対応したエネルギーの特性Ｘ線を発生する。
２次ターゲット層１５の材料としては、セリウム、またはセリウムとベリリウム、ホウ素もしくは炭素などとの合金、化合物あるいは混合物が挙げられる。
【００２５】
以下、２次ターゲット層１５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Ｘ線が２次ターゲット層１５に照射されると、連続Ｘ線と２次ターゲット層１５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。
【００２６】
特性Ｘ線のエネルギーは、Ｋ殻にある電子の束縛エネルギーとＬ殻にある電子の束縛エネルギーの差となる。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、その差のエネルギーを特性Ｘ線として放出する。特性Ｘ線のエネルギーは、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ーの特性Ｘ線を放出する。
ここで、２次ターゲット層１５により原子番号の大きな原子の材料を用いれば、より高いエネルギーの単色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、より低いエネルギーの特性Ｘ線を発生する。
【００２７】
このように、２次ターゲット層１５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ーの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ーのことで、このエネルギー以上の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。
【００２８】
なお、Ｋ吸収端も、特性Ｘ線（ＫＸ線）のエネルギーも、原子番号のほぼ２乗に比例する。
【００２９】
前述したように、発生する特性Ｘ線のエネルギーは、２次ターゲット層１５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、低エネルギー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１５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次ターゲット層には、１次ターゲット層で発生した熱を基材１７に伝えるという役割もある。セリウムは、熱伝導率が１１．４ Ｗ/（ｍ・Ｋ） と小さいので、単体で用いるのは問題がある。この問題は、熱伝導率が２０１ Ｗ/（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解決できる。ベリリウムは原子番号が４と小さいため連続Ｘ線や特性Ｘ線をほとんど吸収しないので、好ましい元素である。
【００３０】
２次ターゲット層１５には、１次ターゲット層１１から基材１７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１５に達した連続Ｘ線によって発生した特性Ｘ線のうち、基材１７と反対側に向けて放出された特性Ｘ線が、１次ターゲット層１１を透過してＸ線取り出し側に出射される。
【００３１】
［基材１７］
基材１７は、例えば、銅で形成されている。
基材１７は、第１層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。
【００３２】
［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。
電子ビーム発生部９が、例えば９０ｋｅＶの電子ビームを１次ターゲット層１１に向けて出射する。
１次ターゲット層１１は、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、最大９０ｋｅＶまでの連続Ｘ線を発生する。
当該連続Ｘ線は、Ｘ線取り出し方向に向けて出射されると共に、２次ターゲット層１５に照射される。
【００３３】
２次ターゲット層１５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１５の原子番号に対応した３０ｋｅＶ台半ばから後半のエネルギーの特性Ｘ線が発生する。
２次ターゲット層１５中で発生した特性Ｘ線のうち一部は１次ターゲット層１１を透過してＸ線取り出し方向から出射される。
当該３０ｋｅＶ台半ばから後半のエネルギーの特性Ｘ線は、例えば図１に示す被検体５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ーであり、Ｘ線診断システム１の用途に適している。
【００３４】
そして、２次ターゲット層１５において生成された特性Ｘ線および、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線が、図２中左側の取り出し方向からＸ線発生装置３の外部に出射される。上記取り出し方向以外に向けて出射されたＸ線は、Ｘ線発生装置３の筐体によって装置内に封じられ、外部には漏れ出さない
【００３５】
［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、従来と同程度の連続Ｘ線を発生し、且つ、撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を付加できる。これにより、例えば造影剤を用いた撮像において、同等の画像を得るための被ばく量を従来の１〜２割減にできる。
【００３６】
Ｘ線発生装置３では、造影剤を用いた撮像において、被検体５の厚みを１５ｇ/ｃｍ2 (水１５ｃｍ厚相当)、電子ビームのエネルギーを ９０ｋｅＶとすると、同じコントラスを得る際の被検体の被ばく量は、図５に示すように、従来に比べて１８％減となる。
また、同じコントラストを得るために必要な電子ビームの強度も １８％減ということもできる。このような効果は、被検体の厚みが小さいほど大きい。
【００３７】
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、Ｘ線診断時における被検体５の被爆量をさらに軽減できる。
また、Ｘ線発生装置３は、小児用のＸ線診断に特に有効である。
【００３８】
Ｘ線診断システム１によれば、２次ターゲット層１５の材質として用いる原子の原子番号を選択することで、任意のエネルギーの特性Ｘ線を発生できる。
【００３９】
［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５に照射し、被検体５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。
【００４０】
＜本実施形態の変形例＞
図６は、本実施形態のＸ線発生装置１０３の構成図である。
図６に示すように、Ｘ線発生装置１０３のターゲットは、乳児・子供用部分８０と成人用部分８１とを有している。
図６に示すように、乳児・子供用部分８０と成人用部分８１とは厚み方向の構成が異なる。
乳児・子供用部分８０は、１次ターゲット層１１１、２次ターゲット層１１５および基材１７を順に配置して構成され、第１実施形態と同じ構成である。
成人用部分８１は、１次ターゲット層１１１と基板１７とで構成され、従来と同じ構成である。
すなわち、Ｘ線発生装置１０３のターゲットは、従来構成と第１実施形態の構成とを組み合わせて構成される。
【００４１】
Ｘ線発生装置１０３の電子ビーム発生部１０９は、図６中上下方向に移動可能である。具体的には、電子ビーム発生部１０９は、電子ビームを乳児・子供用部分８０に照射する位置と、成人用部分８１に照射する位置との間で移動可能である。
【００４２】
Ｘ線発生装置１０３は、乳児・子供を撮像する場合には、図６中実線の位置に電子ビーム発生部１０９を位置させて乳児・子供用部分８０の部分に電子ビームを照射する。
これにより、第１実施形態で説明したように、従来と同程度の連続Ｘ線を発生し、且つ、撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を発生できる。これにより、従来に比べてコントラストを高めることができる。これは、被検体５の厚みが薄い場合やヨウ素を含む造影剤を用いた血管造影に特に有用である。
【００４３】
また、Ｘ線発生装置１０３は、成人を撮像する場合には、図６中点線の位置に電子ビーム発生部１０９を位置させて成人用部分８１の部分に電子ビームを照射する。被検体５の厚みが厚い場合や大量のＸ線を必要とする場合には、乳児・子供用部分８０の構成に比べて成人用部分８１の構成が有効な場合がある。このような場合に有用である。
【００４４】
上述したように、Ｘ線発生装置１０３は、被検体５の属性に応じて、乳児・子供用部分８０と成人用部分８１とを切り換えて使用でき、双方の長所を利用することができる。
なお、図６に示す場合において、電子ビーム発生部１０９を固定し、ターゲット側を図中上下方向に移動するようにしてもよい。
【００４５】
［シミュレーション］
以下、Ｘ線発生装置３のシミュレーションについて説明する。
本シミュレーションで用いたパラメータとしては電子ビームのエネルギー９０ｋｅＶ，電子ビームの入射角：９０度，タングステン層の厚み４μｍ，第２層はセリウム：ベリリウム＝１：９とした。セリウム単体では、熱伝導率が悪く、融点も低いので、熱伝伝導率・融点が高く、Ｘ線をほとんど吸収しない原子番号４のベリリウムとの合金とした。
なお、シミュレーション用ソフトウェア「ＥＧＳ５」を使用した。
【００４６】
＜電子ビーム発生部９からの電子ビームの入射角＞
図７は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームの入射角依存性を示す図である。
電子の入射角 θ=９０°（垂直入射）、θ=６０°、θ＝３０°を試した。
これにより、電子ビームの入射角は、θ＝９０°（垂直入射）が最もよいが、θ＝６０°でも違いは約５％である。θ＝３０°になると、約３０％低下する。
Ｘ線発生装置３では、例えば、１次ターゲット層１１への電子ビームの入射角θが６０°以上になるように設定する。
【００４７】
＜Ｘ線の放射角依存性＞
図８は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるＸ線の放射角依存性を示す図である。
１次ターゲット層１１および２次ターゲット層１５から放射されるＸ線を以下の４つの領域にわけて分析した。
このように ＣＯＳ θで均等に分けると、各領域の立体角も均等になるという特性があり都合が良い。
（１）
ｃｏｓ θ＜０．２５
（２）
０．２５＜ｃｏｓ θ＜０．５
（３）
０．５ ＜ｃｏｓ θ＜０．７５
（４）
０．７５＜ｃｏｓ θ＜１
図８を見ると、Ｘ線の放射角は、ｃｏｓ θ＜０．２５＝９０°（垂直放射）が最もよい。
特に肝心のセリウムの特性Ｘ線の量において放射角度の違いによる差が大きい。
それに対して連続Ｘ線部分は、相対的に差は小さい。
以下他のパラメータを考察する際は、ｃｏｓ θ＜０．２５（垂直放射）を用いた。
【００４８】
＜電子ビーム発生部９からの電子ビームのエネルギー＞
図９は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームのエネルギー依存性を示す図である。
連続Ｘ線のエネルギーの最大値は、電子ビームのエネルギーである。
よって、電子ビームのエネルギーを大きくすると、連続Ｘ線の最大値が大きくなる。
また、セリウムの特性Ｘ線を含めてどのエネルギーにおいてもＸ線強度が大きくなる。
強度が大きくなるのは、良いことであるが、エネルギーの大きいＸ線が発生するのは、被ばくの観点から好ましくない。
総合的に判断して８０〜１００ｋｅＶくらいが適当である。
ここでは、電子ビームのエネルギーとして８０ｋｅＶ,９０ｋｅＶ,１００ｋｅＶを比較してみた。
他のシミュレーションにおいては、電子ビームのエネルギーとして９０ｋｅＶを用いた。
【００４９】
＜１次ターゲット層１１の厚み＞
図１０は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける１次ターゲット層の厚み依存性を示す図である。
１次ターゲット層１１の役割は、効率良く制動放射Ｘ線（連続Ｘ線）を生成することであり、１次ターゲット層１１は厚すぎても薄すぎてもいけない。厚すぎると２次ターゲット層１５で発生したセリウムの特性Ｘ線が１次ターゲット層１１で吸収されてしまう。
一方、１次ターゲット層１１の厚みが薄すぎると、電子ビームが１次ターゲット層１１で十分に制動放射Ｘ線を放出する前に２次ターゲット層１５にしみだしてしまう。
本例は、１次ターゲット層１１の厚みとして２μｍ,４μｍ,６μｍ を比較してみた。
２μｍでは薄すぎ連続Ｘ線が十分に発生していないことがわかる。
６μｍでは、セリウムの特性Ｘ線が吸収により少なくなっている。
この中では、４μｍが一番良い。
他のシミュレーションにおいては、１次ターゲット層１１の厚みとして４μｍを用いた。
【００５０】
＜２次ターゲット層１５の原子数比＞
図１１は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける２次ターゲット層１５のセリウムとベリリウムとの混合比依存性を示す図である。
２次ターゲット層１５の役割は、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線を吸収し、撮像に最も適したエネルギーの特性Ｘ線を放出することである。
その役目をしているのがセリウム原子である。
２次ターゲット層１５には、さらに１次ターゲット層１１で発生した大量の熱を熱伝導により基材１７（基板）に伝える役割もあるので、大きな熱伝導率を持っていなければならない。
セリウムの熱伝導率は、１１．４Ｗ/（ｍ・Ｋ）であり、１次ターゲット層１１のタングステン
１７４Ｗ/（ｍ・Ｋ）の１０分の１以下しかなく、２次ターゲット層１５をセリウム単体とするのは問題がある。
この問題は２次ターゲット層１５をベリリウム（原子番号４）とセリウム（原子番号５８）の合金とすることで解決する。ベリリウムは原子番号が４と小さいので、１次ターゲット層１１で発生した連続Ｘ線や２次ターゲット層１５で発生する特性Ｘ線をほとんど吸収しない。
また、ベリリウムは、熱伝導率が２０１Ｗ/（ｍ・Ｋ） とタングステンより大きい。
図１１に示すシミュレーションでは、２次ターゲット層１５のセリウムとベリリウムの原子数比を（１）１：４, （２）１：９,（３）１：１９の３通り行った。（１），（２），（３）ともに大きな違いはない。
他のシミュレーションでは、セリウム：ベリリウムを１：９とした。
【００５１】
＜Ｘ線フィルタの素材＞
図７から図１１の説明で用いた図は、ターゲットで発生する生のＸ線スペクトルである。
２０ｋｅＶ以下のＸ線は、ほとんど被検体中で吸収されて透過しないため、被ばくの原因になるだけで撮像に寄与しない。
よって、この低エネルギーのＸ線はフィルタを用いて除去する。
フィルタの性能は、素材の原子番号と厚みで決定される。一般にはアルミニウムのフィルタを用いるが、本シミュレーションでは、アルミニウム（原子番号１３）より良好な特性を示す原子番号２２のチタンを用いた。チタンフィルタは、低エネルギーのＸ線を良く吸収し、最も有用なセリウムの特性Ｘ線を多く透過する。
【００５２】
＜Ｘ線フィルタの厚み＞
図１２は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるフィルタの厚み依存性を示す図である。
フィルタを厚くすると、低エネルギーのＸ線は除去できるが、セリウムの特性Ｘ線等、有用なエネルギーのＸ線も損失する。よって適正なＸ線フィルタの厚みは、必要なＸ線強度等に依存する。
大強度のＸ線が必要な場合は、厚いＸ線フィルタを用いると強度不足になる場合がある。
また、被検体５の厚みや、撮影部位、造影剤の使用の有無等でも最も適したＸ線のエネルギーが異なるため、適切なフィルタの厚みは異なってくる。
ここでは、チタンフィルタの厚みを１００μｍ,１５０μｍ,２００μｍ
を比較してみた。
なお、他のシミュレーションにおいては、１５０μｍのフィルタを用いた。
【００５３】
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。
【産業上の利用可能性】
【００５４】
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。
【図面の簡単な説明】
【００５５】
【図１】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】図２は、本発明の実施形態に係わるＸ線発生装置の断面構成図である。
【図３】図３は、図２に示すＸ線発生装置におけるＸ線発生原理を説明するための図である。
【図４】図４は、図２に示すＸ線発生装置から出射されるＸ線のエネルギーを従来技術と比較して説明するための図である。
【図５】図５は、図２に示すＸ線発生装置におけるＸ線による被検体の被ばく量を説明するための図である。
【図６】図６は、本発明のその他の実施形態のＸ線発生装置の構成図である。
【図７】図７は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームの入射角依存性を示す図である。
【図８】図８は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるＸ線の放射角依存性を示す図である。
【図９】図９は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける電子ビームのエネルギー依存性を示す図である。
【図１０】図１０は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける１次ターゲット層の厚み依存性を示す図である。
【図１１】図１１は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおける２次ターゲット層１５のセリウムとベリリウムとの混合比依存性を示す図である。
【図１２】図１２は、Ｘ線のエネルギースペクトルにおけるフィルタの厚み依存性を示す図である。
【図１３】図１３は、従来のＸ線診断システムを説明するための図である。
【符号の説明】
【００５６】
１…Ｘ線診断システム、３…Ｘ線発生装置、５…被検体、７…Ｘ線検出装置、９，１０９…電子ビーム発生部、１１，１１１…１次ターゲット層、１５，１１５…２次ターゲット層、１７…基板
【特許請求の範囲】
【請求項１】
電子出射手段と、
前記電子出射手段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、前記電子出射手段と反対側に位置し、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、所定のエネルギーの特性Ｘ線を発生する２次ターゲット層と
を有し、
前記電子出射手段が配置された側に向けて前記１次Ｘ線および前記特性Ｘ線を取り出す
Ｘ線発生装置。
【請求項２】
前記２次ターゲット層に対して前記１次ターゲット層と反対側に配置され、前記１次ターゲット層で発生した熱を逃がす基板
をさらに有する請求項１に記載のＸ線発生装置。
【請求項３】
前記１次ターゲット層は、タングステン、金、白金またはこれらの金属を主成分とする合金で構成されており、
前記２次ターゲット層は、セリウムまたは、セリウムを含む合金、化合物または混合物で構成されている
請求項１または請求項２に記載のＸ線発生装置。
【請求項４】
前記１次ターゲット層の厚みは、２〜１０μｍであり、
前記２次ターゲット層は、セリウムとベリリウム、セリウムとホウ素または、セリウムと炭素からなる合金、化合物または混合物で構成されている
請求項１〜３のいずれかに記載のＸ線発生装置。
【請求項１】
電子出射手段と、
前記電子出射手段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、前記電子出射手段と反対側に位置し、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、所定のエネルギーの特性Ｘ線を発生する２次ターゲット層と
を有し、
前記電子出射手段が配置された側に向けて前記１次Ｘ線および前記特性Ｘ線を取り出す
Ｘ線発生装置。
【請求項２】
前記２次ターゲット層に対して前記１次ターゲット層と反対側に配置され、前記１次ターゲット層で発生した熱を逃がす基板
をさらに有する請求項１に記載のＸ線発生装置。
【請求項３】
前記１次ターゲット層は、タングステン、金、白金またはこれらの金属を主成分とする合金で構成されており、
前記２次ターゲット層は、セリウムまたは、セリウムを含む合金、化合物または混合物で構成されている
請求項１または請求項２に記載のＸ線発生装置。
【請求項４】
前記１次ターゲット層の厚みは、２〜１０μｍであり、
前記２次ターゲット層は、セリウムとベリリウム、セリウムとホウ素または、セリウムと炭素からなる合金、化合物または混合物で構成されている
請求項１〜３のいずれかに記載のＸ線発生装置。
【図１】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【図２】
【図３】
【図４】
【図５】
【図６】
【図７】
【図８】
【図９】
【図１０】
【図１１】
【図１２】
【図１３】
【公開番号】特開２００９−５４５６２（Ｐ２００９−５４５６２Ａ）
【公開日】平成２１年３月１２日（２００９．３．１２）
【国際特許分類】
【出願番号】特願２００８−３１５６３（Ｐ２００８−３１５６３）
【出願日】平成２０年２月１３日（２００８．２．１３）
【出願人】（３０５０６０５６７）国立大学法人富山大学 (194)
【Ｆターム（参考）】
【公開日】平成２１年３月１２日（２００９．３．１２）
【国際特許分類】
【出願日】平成２０年２月１３日（２００８．２．１３）
【出願人】（３０５０６０５６７）国立大学法人富山大学 (194)
【Ｆターム（参考）】
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