Röntgenitoru

Röntgenitoru on seade, mis tekitab röntgenikiirgust. Röntgenikiirgust kasutatakse näiteks diagnostilises meditsiinis ja ravis, tööstuses mittedestruktiivses testimises, kvaliteedikontrollis ja tollis saadetiste läbivalgustamisel. Oma olemuselt on röntgenitoru vaakumtoru, kus kiirgus tekitatakse katoodilt anoodile minevate elektronide kaudu. Kiirguse spektriks on pidev joon, millel on paar karakteristlikku piiki.

Tänapäevaste röntgenitorude tähtsaimad eelkäijad on Crookesi ja Coolidge'i torud. Termoemissioonil põhinevate torude aeg võib varsti läbi olla, sest väljatöötamisel on süsiniknanotorudel ja väljaemissioonil põhinevad torud.

AjaluguRedigeeri

 
Täiustatud Crookesi toru

Eksperimenteerides Crookesi toruga, avastas Wilhelm Röntgen 1895. aastal uut tüüpi kiirguse, mida mõnes keeles nimetatakse siiamaani avastaja auks röntgenikiirguseks. Seega võib Crookesi toru nimetada esimeseks röntgenitoruks. Crookesi toru on lihtne osalise vaakumiga klaaskolb, milles on katood ja anood. Elektroodide vahel olev pinge kiirendab õhus leiduvaid ioone, mis neutraalsete osakestega kokku põrgates vabastavad elektrone. Sama elektriväli kiirendab ka vabastatud elektrone. Kuna sel ajal ei tuntud veel avastatud nähtuste omadusi ega täpseid tekkepõhjusi, siis katsetati erinevate toru- ja anoodikonstruktsioonidega. Näiteks tehti anood Malta risti kujuliseks, mis võimaldas vaadelda klaaskolvile tekkivat teravat varju. Crookesi toru oli põhiliselt teadlaste uurimisobjekt, kuid röntgenikiirguse meditsiinilised rakendused tegid sellest ka praktikas kasutatava seadme. Selleks oli toru siiski üsna ebausaldusväärne, näiteks esines probleeme rõhu säilitamisega.

 
Vesijahutusega Coolidge'i toru skeem

Crookesi toru arendas edasi William Coolidge, kelle konstruktsiooni nimetatakse leiutaja järgi Coolidge’i toruks. Coolidge’i toru töötab samal põhimõttel tänapäevase röntgenitoruga, mida on tehniliselt palju edasi arendatud. Kui Crookesi toru töö sõltus õhus leiduvatest ioonidest, siis Coolidge’i torus kiirendatakse katoodi kuumendamisel saadud termoelektrone. Tänu sellele saab torus kasutada ka paremat vaakumit, mis teeb elektronide liikumise efektiivsemaks. Sellele lisaks annab võimalus reguleerida katoodi voolu ja pingeid parema kontrolli kiirgusspektri üle. Torude valmistamisel kasutati valdavalt klaasi, kuna seda saab hästi vormida, see on hea isolaator suure sulamistemperatuuriga ega neela oluliselt kiirgust.

Konstruktsioon ja tööpõhimõteRedigeeri

Röntgenikiirgus saadakse rakendades röntgenitoru katoodi ja anoodi vahele pinge, mis kiirendab katoodilt pärit termoelektronid anoodile. Anoodile jõudvad elektronid astuvad vastastikmõjusse anoodi materjaliga, milleks on üldiselt volfram. Tüüpiliselt 12–15 kraadi kaldus anoodilt kiirgab kiirgus paljudesse suundadesse. Vaid osa kiirgusest lastakse läbi kollimaatori, kuhu lisatakse üldiselt ka filter, röntgenitorust välja. Anood ja katood on paigutatud vaakumtorusse, selleks et õhu osakesed ei takistaks kiirete elektronide liikumist sihtmärgini. Termoelektronide tekkeks on vaja katoodi, mis võib olla lihtsalt volframist hõõgniit, kuumendada. See saavutatakse katoodist voolu läbi lastes. Katoodis võib olla kaks erinevate mõõtmetega hõõgniiti, mis võimaldavad varieerida saadava kiirguse omadusi. Katoodi piirkonnas võib olla ka mõni lisaseadeldis, mis magnet- või elektriväljaga fokuseerib elektronide kimbu võimalikult väikesele alale anoodil.[1]

Kuna elektronid suunatakse anoodile üsna väikesesse piirkonda, siis on suureks probleemiks selle ebaühtlane kuumenemine ja sellest tingitud pragunemine ning anoodi katva aine aurustumine, mis toob kaasa kiirgusefektiivsuse vähenemise. Paljudel juhtudel, eriti kui on tarvis intensiivsemat kiirgust, kasutatakse lahendusena pöörlevat anoodi, mis jaotab soojust ühtlasemalt suurema pinna peale. Anoodi pööramiseks on see ühendatud laagritele paigaldatud rootoriga, mida ümbritseb staator, kust jookseb läbi vahelduvvool. Kokku moodustavad nad tavalise induktsioonmootori. Rootor on üldiselt rauast südamikuga, mis on kaetud vasega, mis lisaks heale elektrijuhtivusele on ka hea soojusjuhtivusega. Rootori laagrid on üks kriitilisemaid detaile röntgenitoru juures, sest nad on väga temperatuuritundlikud ning seetõttu on toru rikke põhjus väga tihti just neis. Sel põhjusel on laagrite jaoks olemas erilised määrded; anoodiga ühendamisel kasutatakse näiteks molübdeeni, mis on väga halva soojusjuhtivusega.[1]

Vaakumtoru koos oma sisuga on ümbritsetud õliga, mis on omakorda ümbritsetud suurema korpusega. Korpus toetab, isoleerib ja kaitseb sisemust väliskeskkonna eest. Õli eesmärk on pakkuda elektrilist isolatsiooni ja soojusjuhtivust. Õli vähendab ka kõrguse ja niiskuse mõju toru tööle.[2] Üldiselt on korpuses ka lõõts, mis reageerib õli soojuspaisumisele ja ülekuumenemise ehk liigse õli paisumise korral suudab seadme toru jahenemiseni välja lülitada. Korpus on varjestatud pliiga, et maksimaalselt neelata vales suunas liikuvat kiirgust. Korpuses peab olema ka varjestamata ava, kust läheb läbi kasulik kiirgus.[1]

Röntgenitorus kasutatavad detailid peavad olema ülivastupidavad erinevatele tingimustele. Eelkõige anood peab taluma kõrgeid temperatuure, suuri temperatuurikõikumisi ja ka tugevat kesktõmbekiirendust. Anoodi piires võivad olla temperatuurigradiendid suuremad kui 1800 °C/cm. Kompuutertomograafides, kus röntgenitoru pöörleb ümber patsiendi, võib anoodile mõjuv kiirendus olla võrdne umbes 40-kordse raskuskiirendusega ehk 40 g.[3] Üldiselt kasutatakse anoodis kattematerjaliks volframisulameid, südamikuks suure soojusmahtuvusega molübdeeni ja soojusjuhtivuse eesmärgil osalise kattena ka vaske.[1]

Kiirguse omadusedRedigeeri

 
Kiirgusspekter roodiumist anoodi ja 60 kV pinge korral

Röntgenikiirguse omadused sõltuvad väga paljudest parameetritest, näiteks rakendatud pingest, anoodi materjalist ja filtratsioonist.

Kuna kiirguse hulk on otseselt seotud anoodile langevate elektronide arvuga, siis kiirgusdoos on suuresti sõltuv katoodi voolutugevusest ja voolu kestusest ehk ekspositsiooniajast. Mida kauem ja mida suuremat voolu läbi katoodi lasta, seda rohkem see kuumeneb ja võimaldab elektriväljal elektrone minema kanda. Teisisõnu, nii saadakse intensiivsem kiirgus. Teine tähtis parameeter on anoodi ja katoodi vaheline pinge, mille suurusest sõltub elektronide katoodi elektronpilvest väljatõmbamine ja edasine kiirendus. Kõrge pingega saab niisiis rohkem ja suurema energiaga elektrone. Tüüpilised pinged on diagnostilises radioloogias vahemikus 10–150 kV, mammograafias umbes 40 kV.[1]

Anoodil tekkinud röntgenikiirgus koosneb tinglikult kahest komponendist: pärss- ehk pidurduskiirgusest ja karakteristlikust kiirgusest. Pärsskiirguse põhjustab footonite teke kiirete elektronide pidurdumisel anoodi materjalis. Pärsskiirguse spekter on pidev. Selle spektri kuju sõltub kiirendava potentsiaali suurusest ja pidurdava aine aatomnumbrist. Karakteristlik kiirgus tekib, kui anoodile langev elektron põrkub mõne teise elektroniga ja lööb ta oma elektronkihist välja. Mõni kõrgemal tasemel olev elektron võib seega üle minna madalamale energiatasemele ja seejuures kiirata footoni. Sellise kiirguse spekter on pidev, mille kuju sõltub suuresti vaid pidurdava aine omadustest. Kogu kiirgusspekter on nende kahe spektri summa.[1]

Kuna pärsskiirgus, mis moodustab üldiselt suurema osa kiirgusest, on pidev, siis selle hulgas on väga palju väikese energiaga footoneid. Patsiendi läbivalgustamisel sellised footonid aga enamasti neelduvad, mistõttu need on ohuks patsiendile. Selle probleemi lahendamiseks kasutatakse filtratsiooni. Filtriks on tavaliselt kollimaatori ette paigutatud vasest või alumiiniumist plaat, mis neelab enamiku väikese energiaga kiirgusest, kuid suurema energiaga footonid suudavad sellest enamasti läbi tungida. Selline meetod nõuab pealtnäha rohkem energiat, kuid vähendab kiirguse ohtu patsiendile. Peale otsese filtratsiooni neeldub väike osa kiirgusest ka vaakumtorus ja seda ümbritsevas õlis.[1]

Esineb ka kanna efektina tuntud nähtus, mis tähendab, et tekkinud röntgenvälja intensiivsus on anoodipoolsemal küljel nõrgem kui sellest eemal. Kuna kiirgus tekib anoodis isotroopselt, siis footonid, mis tekivad rohkem anoodi pool, peavad läbima suurema teekonna läbi aine. See tähendab omakorda keskmiselt suuremat neeldumist. Selline efekt võib tekitada probleeme, kuid näiteks mammograafias kasutatakse seda efekti ära, kuna rinna kehapoolne osa on paksem kui nibupoolne osa.[1]

Miniatuursed röntgenitorudRedigeeri

Juba mõnda aega ehitatakse ka miniatuurseid röntgenitorusid süsiniknanotorude baasil, mille eelisteks on väiksem soojusteke, lihtsus, parem kontrollitavus ja suurem voolutihedus. Suurim põhimõtteline erinevus praegu kasutatavatest torudest on termoelektronide asemel väljaemissiooni kasutamine. Praegused konstruktsioonid lubavad juba kasutada üsna kõrgeid pingeid ja tekitavad väga intensiivset ja võrdlemisi ühtlase ruumilise jaotusega kiirgust. Miniatuurseid röntgenitorusid saab potentsiaalselt kasutada näiteks mittedestruktiivses radiograafias, käeshoitavates röntgenspektromeetrites ja brahhüteraapias. Selliste röntgenitorude diameeter võib olla kõigest 1 cm ja pikkus 5 cm ning need suudavad töötada pingetel kuni 70 kV.[4]

ViitedRedigeeri

  1. 1,0 1,1 1,2 1,3 1,4 1,5 1,6 1,7 Bushberg, J.T et al , The Essential Physics of Medical Imaging, 2nd ed., Lippincott Williams & Wilkins, 2002
  2. "Coolidge X-ray Tubes". www.orau.org (inglise). Vaadatud 7.10.2013. {{netiviide}}: eiran teksti "Autor: Paul Frame" (juhend)
  3. "STRATON X-ray Tube". www.siemens.com (inglise). Originaali arhiivikoopia seisuga 27.10.2013. Vaadatud 7.10.2013. {{netiviide}}: eiran teksti "Autor: Christine Dehm, Holger Reinsberger" (juhend)
  4. Heo, S.H et al (2012), "A vacuum-sealed miniature X-ray tube based on carbon nanotube field emitters", Nanoscale Research Letters, 7:258