Mis vahe on primaarsel ja sekundaarsel röntgenikiirtel. röntgenikiirgus. Röntgenikiirguse rakendamine meditsiinis

Kui U väljendatakse kilovoltides ja arvestada teiste suuruste vahelist seost, siis näeb valem välja järgmine: l k = 1,24/U (nm) või l k = 1,24/U (Å) (1 Å = 10 -10 m).

Ülaltoodud graafikutelt saab kindlaks teha, et lainepikkus l m, mis moodustab maksimaalse kiirgusenergia, on pidevas seoses piirlainepikkusega l k:

.

Lainepikkus iseloomustab footoni energiat, millest sõltub kiirguse läbitungimisvõime ainega vastasmõjul.

Lühilaine röntgenikiirgus on tavaliselt suure läbitungimisvõimega ja seda nimetatakse kõvaks, pikalainelisi aga pehmeks. Nagu ülaltoodud valemist näha, on lainepikkus, mille juures tekib maksimaalne kiirgusenergia, pöördvõrdeline toru anoodi ja katoodi vahelise pingega. Suurendades pinget röntgentoru anoodil, muudetakse kiirguse spektraalset koostist ja suureneb selle kõvadus.

Hõõgniidi pinge muutumisel (muutub katoodi hõõgniidi temperatuur) muutub katoodi poolt ajaühikus emiteeritud elektronide arv või vastavalt muutub voolutugevus toruanoodi ahelas. Sel juhul muutub kiirgusvõimsus võrdeliselt voolutugevuse esimese astmega. Kiirguse spektraalne koostis ei muutu.

Kiirguse summaarne voog (võimsus), energia jaotus lainepikkustel, aga ka spektri piir lühikeste lainepikkuste poolel sõltub kolmest järgmisest põhjusest: pinge U, mis kiirendab elektrone ja rakendatakse toru anoodi ja katoodi vahel. ; kiirguse tekkes osalevate elektronide arv, s.o. toru hõõgniidi vool; anoodaine aatomarv Z, milles elektronide aeglustumine toimub.

Röntgenikiirguse tõmbevoog arvutatakse valemiga: , kus ,

Aine Z-aatomarv (aatomarv).

Suurendades röntgentoru pinget, võib pideva bremsstrahlung-röntgenikiirguse taustal märgata üksikute joonte (joonspektri) tekkimist, mis vastab iseloomulikule röntgenkiirgusele. See tekib elektronide üleminekul aines olevate aatomite sisekatete vahel (kestad K, L, M). Iseloomuliku kiirguse spektri joonelisus tuleneb asjaolust, et kiirendatud elektronid tungivad sügavale aatomitesse ja löövad elektronid välja nende sisemistest kihtidest väljaspool aatomit. Ülemistest kihtidest liiguvad elektronid (joonis 2) vabadesse kohtadesse, mille tulemusena kiirguvad röntgenfootonid sagedusega, mis vastab üleminekuenergia tasemete erinevusele. Iseloomuliku kiirguse spektris olevad jooned liidetakse jadadesse, mis vastavad kõrgema tasemega elektronide üleminekutele K, L, M tasemel.

Väline mõju, mille tulemusena elektron sisekihtidest välja lööb, peab olema üsna tugev. Erinevalt optilistest spektritest on erinevate aatomite iseloomulikud röntgenispektrid sama tüüpi. Nende spektrite ühtlus tuleneb asjaolust, et erinevate aatomite sisekihid on identsed ja erinevad ainult energia poolest, kuna jõu mõju südamikust suureneb elemendi järjekorranumbri kasvades. See toob kaasa asjaolu, et iseloomulikud spektrid nihkuvad tuumalaengu suurenedes kõrgemate sageduste suunas. Seda suhet tuntakse Moseley seadusena: , kus A ja B on konstandid; Elemendi Z-järjenumber.

Röntgenkiirguse ja optilise spektri vahel on veel üks erinevus. Aatomi iseloomulik spekter ei sõltu keemilisest ühendist, millesse aatom kuulub. Näiteks hapnikuaatomi röntgenspekter on O, O 2, H 2 O puhul sama, samas kui nende ühendite optilised spektrid on oluliselt erinevad. See aatomite röntgenispektri omadus oli nimetuse "iseloomulik" aluseks.

Iseloomulik kiirgus tekib alati, kui aatomi sisekihtides on vabu kohti, olenemata selle põhjustanud põhjustest. Näiteks kaasneb see ühte tüüpi radioaktiivse lagunemisega, mis hõlmab elektroni kinnipüüdmist sisemisest kihist tuuma poolt.

2. Röntgentorude ja algloomade paigutus

röntgeniaparaat.

Röntgenikiirguse levinuim allikas on röntgentoru – kaheelektroodiline vaakumseade (joon. 3). Tegemist on klaasist õhupalliga (p = 10 -6 – 10 -7 mm Hg), millel on kaks elektroodi - anood A ja katood K, mille vahele tekib kõrgepinge. Kuumutatud katood (K) kiirgab elektrone. Anoodi A nimetatakse sageli antikatoodiks. Sellel on kaldpind, et suunata tekkiv röntgenikiirgus toru telje suhtes nurga all. Anood on valmistatud hea soojusjuhtivusega metallist (vasest), et eemaldada elektronide tabamisel tekkiv soojus. Anoodi kaldus otsas on suure aatomarvuga tulekindlast metallist (volframist) plaat 3, mida nimetatakse anoodipeegliks. Mõnel juhul jahutatakse anood spetsiaalselt vee või õliga. Diagnostikatorude puhul on oluline röntgeniallika täpsus, mida on võimalik saavutada elektronide fokuseerimisega anoodil ühte kohta. Seetõttu on konstruktiivselt vaja arvestada kahe vastandliku ülesandega: ühelt poolt peavad elektronid langema anoodi ühele kohale, teisalt on ülekuumenemise vältimiseks soovitav elektronid jaotada erinevatele anoodi piirkondadele. anood. Sel põhjusel on mõned röntgentorud valmistatud pöörleva anoodiga.

Mis tahes konstruktsiooniga torus langevad elektronid, mida kiirendab anoodi ja katoodi vaheline pinge, anoodipeeglile ja tungivad sügavale ainesse, interakteeruvad aatomitega ja aatomiväli pärsib neid. See tekitab bremsstrahlung röntgenkiirgust. Samaaegselt bremsstrahlungiga moodustub väike kogus (mitu protsenti) iseloomulikku kiirgust. Vaid 1-2% anoodi tabavatest elektronidest põhjustavad tõmbehäireid ja ülejäänu on termiline efekt. Elektronide kontsentreerimiseks on katoodil juhtkork. Volframpeegli seda osa, millele langeb põhiline elektronide voog, nimetatakse toru fookuseks. Kiirguskiire laius sõltub selle pindalast (fookuse teravusest).

Toru toiteks on vaja kahte allikat: kõrgepingeallikat anoodahela jaoks ja madalat (6-8 V) allikat hõõglambi toiteks. Mõlemad allikad peavad olema sõltumatult reguleeritud. Anoodi pinge muutmisega reguleeritakse röntgenikiirguse kõvadust ning hõõgniidi vahetamisega väljundahela voolu ja vastavalt ka kiirgusvõimsust.

Lihtsa röntgeniaparaadi elektriline põhiskeem on näidatud joonisel 4. Ahelas on kaks trafot Tr.1 kõrgepinge jaoks ja Tr.2 hõõglampide toiteallika jaoks. Toru kõrget pinget reguleerib autotrafo Tr.3, mis on ühendatud trafo Tr.1 primaarmähisega. Lüliti K reguleerib autotransformaatori mähise pöörete arvu. Sellega seoses muutub ka trafo sekundaarmähise pinge, mis antakse toru anoodile, st. kõvadus on reguleeritav.

Toru hõõgniidi voolu reguleerib reostaat R, mis on ühendatud trafo Tr.2 primaarmähise ahelaga. Anoodahela voolu mõõdetakse milliampermeetriga. Toru elektroodidele antavat pinget mõõdetakse kilovoltmeetriga kV või anoodiahela pinget saab hinnata lüliti K asendi järgi. Reostaadiga reguleeritava hõõgniidi voolu suurust mõõdetakse ampermeetriga A. Vaadeldavas vooluringis alaldab röntgentoru samaaegselt kõrget vahelduvpinget.

On lihtne näha, et selline toru kiirgab ainult ühe poolperioodi vahelduvvoolu. Järelikult on selle võimsus väike. Kiirgusvõimsuse suurendamiseks kasutavad paljud seadmed kõrgepinge täislaine röntgenalaldeid. Selleks kasutatakse 4 spetsiaalset kenotronit, mis on ühendatud sillaahelasse. Silla ühes diagonaalis on röntgentoru.

3. Röntgenikiirguse koostoime ainega

(koherentne hajumine, ebajärjekindel hajumine, fotoelektriline efekt).

Kui röntgenikiirgus langeb kehale, peegeldub see sellelt vähesel määral, kuid peamiselt tungib sellesse sügavale. Keha massis kiirgus osaliselt neeldub, osaliselt hajub ja osaliselt läbib. Keha läbides interakteeruvad röntgenfootonid peamiselt aine aatomite ja molekulide elektronidega. Röntgenkiirguse registreerimine ja kasutamine, samuti selle mõju bioloogilistele objektidele on määratud röntgenfootoni ja elektronide interaktsiooni esmaste protsessidega. Sõltuvalt footoni energia E ja ionisatsioonienergia A I suhtest toimub kolm peamist protsessi.

A) Koherentne hajumine.

Pikalainelise röntgenikiirguse hajumine toimub sisuliselt ilma lainepikkust muutmata ja seda nimetatakse koherentseks. Footoni interaktsioon tuumaga tihedalt seotud sisemiste kestade elektronidega muudab ainult selle suunda, muutmata selle energiat ja seega ka lainepikkust (joon. 5).

Koherentne hajumine toimub siis, kui footoni energia on väiksem kui ionisatsioonienergia: E = hn<А И. Так как энергия фотона и энергия атома не изменяется, то когерентное рассеяние не вызывает биологического действия. Однако при создании защиты от рентгеновского излучения следует учитывать возможность изменения направления первичного пучка.

b) Ebaühtlane hajumine (Comptoni efekt).

1922. aastal avastas A. Compton kõvade röntgenikiirte hajumist jälgides hajutatud kiire läbitungimisvõime vähenemise võrreldes langeva kiirtega. Röntgenikiirguse hajumist koos lainepikkuse muutumisega nimetatakse Comptoni efektiks. See tekib siis, kui mis tahes energia footon interakteerub tuumaga nõrgalt seotud aatomite väliskesta elektronidega (joonis 6). Aatomilt eemaldatakse elektron (sellisi elektrone nimetatakse tagasilöögielektronideks). Footoni energia väheneb (vastavalt suureneb lainepikkus), muutub ka tema liikumise suund. Comptoni efekt tekib siis, kui röntgenfootoni energia on suurem kui ionisatsioonienergia: , . Sel juhul tekivad tagasilöögi elektronid kineetilise energiaga E K. Aatomid ja molekulid muutuvad ioonideks. Kui E K on oluline, võivad elektronid ioniseerida naaberaatomeid kokkupõrkel, moodustades uusi (sekundaarseid) elektrone.

V) Fotoefekt.

Kui elektroni eraldumiseks piisab footoni energiast hn, siis interaktsioonis aatomiga footon neeldub ja elektron eraldub sellest. Seda nähtust nimetatakse fotoelektriliseks efektiks. Aatom on ioniseeritud (fotoionisatsioon). Sel juhul omandab elektron kineetilise energia ja kui viimane on märkimisväärne, võib see kokkupõrkel ioniseerida naaberaatomeid, moodustades uusi (sekundaarseid) elektrone. Kui footoni energiast ei piisa ioniseerimiseks, siis võib fotoelektriline efekt avalduda aatomi või molekuli ergastamises. Mõnes aines põhjustab see fotonite järgnevat emissiooni nähtavas piirkonnas (röntgenikiirguse luminestsents) ja kudedes molekulide aktiveerimist ja fotokeemilisi reaktsioone.

Fotoelektriline efekt on iseloomulik footonitele, mille energia on suurusjärgus 0,5-1 MeV.

Eespool käsitletud kolm peamist interaktsiooniprotsessi on esmased, need viivad järgnevate sekundaarsete, tertsiaarsete jne. nähtusi. Kui röntgenikiirgus ainesse siseneb, võib enne röntgenfootoni energia muundamist soojusliikumise energiaks toimuda mitmeid protsesse.

Ülaltoodud protsesside tulemusena nõrgeneb röntgenkiirguse esmane voog. See protsess järgib Bougueri seadust. Kirjutame selle kujul: Ф = Ф 0 e - mх, kus m on lineaarne sumbumise koefitsient, olenevalt aine olemusest (peamiselt tihedusest ja aatomarvust) ning kiirguse lainepikkusest (footoni energia) . Seda võib kujutada koosnevana kolmest terminist, mis vastavad koherentsele hajumisele, ebajärjekindlale hajumisele ja fotoelektrilisele efektile: .

Kuna lineaarne neeldumistegur sõltub aine tihedusest, eelistavad nad kasutada massisummutuskoefitsienti, mis võrdub lineaarse sumbumise koefitsiendi ja neelduja tiheduse suhtega ega sõltu aine tihedusest. Röntgenikiirguse voo (intensiivsuse) sõltuvus neelava filtri paksusest on näidatud joonisel 7 H 2 O, Al ja Cu puhul. Arvutused näitavad, et 36 mm paksune veekiht, 15 mm alumiinium ja 1,6 mm vask vähendavad röntgenikiirguse intensiivsust 2 korda. Seda paksust nimetatakse poolkihi paksuseks d. Kui aine nõrgendab röntgenkiirgust poole võrra, siis , Siis , või , ; ; . Teades poolkihi paksust, saate alati määrata m. Mõõtmed.

4. Röntgenikiirguse kasutamine meditsiinis

(fluoroskoopia, radiograafia, röntgentomograafia, fluorograafia, kiiritusravi).

Röntgenkiirguse üks levinumaid kasutusviise meditsiinis on siseorganite uurimine diagnostilisel eesmärgil – röntgendiagnostika.

Diagnostikaks kasutatakse footoneid energiaga 60-120 keV. Sel juhul määrab massi neeldumisteguri peamiselt fotoelektriline efekt. Selle väärtus on võrdeline l 3 -ga (mis väljendab kõva kiirguse suurt läbitungimisvõimet) ja võrdeline aine - neelduja aatomite arvu kolmanda astmega: , kus K on proportsionaalsuskoefitsient.

Inimkeha koosneb kudedest ja organitest, millel on röntgenkiirguse suhtes erinev neeldumisvõime. Seetõttu tekib selle röntgenkiirgusega valgustamisel ekraanile ebaühtlane varjupilt, mis annab pildi siseorganite ja kudede asukohast. Kõige tihedamad kiirgust neelavad koed (süda, suured veresooned, luud) on nähtavad tumedana ja kõige vähem neelavad kuded (kopsud) on heledad.

Paljudel juhtudel on võimalik hinnata nende normaalset või patoloogilist seisundit. Röntgendiagnostikas kasutatakse kahte peamist meetodit: fluoroskoopiat (ülekanne) ja radiograafiat (pilt). Kui uuritav elund ja seda ümbritsevad kuded neelavad röntgenikiirgust ligikaudu võrdselt, siis kasutatakse spetsiaalseid kontrastaineid. Näiteks mao või soolte röntgenuuringu eelõhtul antakse pudrutaoline baariumsulfaadi mass, sel juhul on näha nende varjupilti. Fluoroskoopias ja radiograafias on röntgenipilt kokkuvõtlik kujutis objekti kogu paksusest, mida röntgenikiirgus läbib. Ekraanile või filmile kõige lähemal olevad detailid on kõige selgemini välja joonistatud, kaugemal asuvad aga muutuvad häguseks ja uduseks. Kui mõnes elundis on patoloogiliselt muutunud piirkond, näiteks kopsukoe hävimine suure põletikukolde sees, siis mõnel juhul võib see piirkond röntgenpildil varjude summas “kadunud”. Selle nähtavaks tegemiseks kasutatakse spetsiaalset meetodit - tomograafiat (kihthaaval salvestamine), mis võimaldab teil saada pilte uuritava piirkonna üksikutest kihtidest. Sellised kihtide kaupa kujutised-tomogrammid saadakse spetsiaalse aparaadiga, mida nimetatakse tomograafiks, milles röntgentoru (RT) ja fotofilmi (FP) liigutatakse perioodiliselt koos, antifaasis, vastavalt piirkonnale. uuring. Sel juhul läbivad röntgenikiired RT mis tahes asendis objekti sama punkti (muutunud ala), mis on keskpunkt, mille suhtes toimub RT ja FP perioodiline liikumine. Ala varjupilt jäädvustatakse filmile. “Kiigekeskuse” asendit muutes on võimalik saada objektist kiht-kihilt pilte. Kasutades õhukest röntgenkiirguse kiirt, spetsiaalset ekraani (FP asemel), mis koosneb ioniseeriva kiirguse pooljuhtdetektoritest, on võimalik pilti töödelda tomograafia ajal arvuti abil. Seda tomograafia kaasaegset varianti nimetatakse kompuutertomograafiaks. Tomograafiat kasutatakse laialdaselt kopsude, neerude, sapipõie, mao, luude jne uurimisel.

Pildi heledus ekraanil ja säriaeg filmil sõltuvad röntgenkiirguse intensiivsusest. Kasutades seda diagnostikaks, ei saa intensiivsus olla kõrge, et mitte tekitada soovimatut bioloogilist mõju. Seetõttu on mitmeid tehnilisi seadmeid, mis parandavad pildi heledust madala röntgenikiirguse intensiivsusega. Üks selline seade on elektron-optiline muundur.

Teiseks näiteks on fluorograafia, mille käigus saadakse suurelt röntgenikiirgusega luminestsentsekraanilt pilt tundlikule väikeseformaadilisele filmile. Pildistamisel kasutatakse suure avaga objektiivi ning valminud pilte uuritakse spetsiaalse luubi abil.

Fluorograafia ühendab endas suurema võime avastada peidetud haigusi (rindkere organite, seedetrakti, ninakõrvalkoobaste jm haigused) märkimisväärse läbilaskvusega ning on seetõttu väga tõhus massilise (in-line) uurimise meetod.

Kuna röntgenpildi pildistamine fluorograafia ajal toimub fotooptika abil, väheneb fluorogrammil olev pilt võrreldes röntgenpildiga. Sellega seoses on fluorogrammi eraldusvõime (st väikeste detailide eristatavus) väiksem kui tavalisel röntgenpildil, kuid see on suurem kui fluoroskoopia puhul.

Disainitud on seade - tomofluorograaf, mis võimaldab saada kehaosade ja üksikute elundite fluorogramme etteantud sügavusel - nn kihtide kaupa pilte (lõike) - tomofluorogramme.

Röntgenkiirgust kasutatakse ka ravieesmärkidel (röntgenteraapia). Kiirguse bioloogiline toime seisneb rakkude, eriti kiiresti arenevate rakkude elutegevuse häirimises. Sellega seoses kasutatakse pahaloomuliste kasvajate raviks röntgenteraapiat. Võimalik on valida kiirgusdoos, mis on piisav kasvaja täielikuks hävitamiseks, ümbritseva terve koe suhteliselt väikese kahjustusega, mis taastatakse järgneva regenereerimise tõttu.

Intensiivsus- röntgenkiirguse kvantitatiivne omadus, mida väljendatakse toru poolt ajaühikus kiirgavate kiirte arvuga. Röntgenikiirguse intensiivsust mõõdetakse milliamprites. Võrreldes seda tavalise hõõglambi nähtava valguse intensiivsusega, saame tuua analoogia: näiteks 20-vatine lamp särab ühe intensiivsuse ehk tugevusega ja 200-vatine teisega, samas kui valguse enda kvaliteet (selle spekter) on sama. Röntgenkiirguse intensiivsus on tegelikult selle kogus. Iga elektron loob anoodil ühe või mitu kiirguskvanti, seetõttu reguleeritakse röntgenikiirte arvu objekti eksponeerimisel, muutes anoodile kalduvate elektronide arvu ja elektronide interaktsioonide arvu volframi sihtmärgi aatomitega. , mida saab teha kahel viisil:

1. Muutes katoodspiraali kuumutamisastet astmelise trafo abil (emissiooni käigus tekkivate elektronide arv sõltub volframspiraali kuumusest ja kiirguskvantide arv elektronide arvust) ;

2. Muutes astmelise trafo poolt toru poolustele - katoodile ja anoodile toidetud kõrgepinge väärtust (mida kõrgem pinge suunatakse toru poolustele, seda rohkem kineetilist energiat saavad elektronid , mis oma energia tõttu võivad omakorda interakteeruda mitme anoodaine aatomiga – vt. riis. 5; madala energiaga elektronid suudavad astuda väiksemasse arvu interaktsioonidesse).

Röntgenikiirguse intensiivsus (anoodivool) korrutatuna säriajaga (toru tööaeg) vastab röntgenkiirgusele, mida mõõdetakse mAs (milliamprites sekundis). Säritus on parameeter, mis sarnaselt intensiivsusega iseloomustab röntgentoru poolt kiiratavate kiirte arvu. Ainus erinevus on see, et särituse puhul võetakse arvesse ka toru tööaega (näiteks kui toru töötab 0,01 sekundit, siis on kiirte arv üks ja kui 0,02 sekundit, siis kiirte arv on erinev - veel kaks korda). Kiirguskiirguse määrab radioloog röntgeniaparaadi juhtpaneelil, olenevalt uuringu tüübist, uuritava objekti suurusest ja diagnostikaülesandest.

Jäikus- röntgenikiirguse kvalitatiivne omadus. Seda mõõdetakse toru kõrge pinge järgi - kilovoltides. Määrab röntgenikiirguse läbitungimisvõime. Seda reguleerib kõrgepinge, mida röntgentoru annab astmeline trafo. Mida suurem on potentsiaalide erinevus toru elektroodide vahel, seda suurema jõuga tõukuvad elektronid katoodilt ja sööstavad anoodile ning seda tugevam on nende kokkupõrge anoodiga. Mida tugevam on nende kokkupõrge, seda lühem on tekkiva röntgenkiirguse lainepikkus ja seda suurem on selle laine läbitungimisvõime (või kiirguse kõvadus, mida, nagu ka intensiivsust, reguleeritakse juhtpaneelil pingeparameetriga toru – kilopinge).

Riis. 7 – lainepikkuse sõltuvus laine energiast:

λ - lainepikkus;
E - laineenergia

· Mida suurem on liikuvate elektronide kineetiline energia, seda tugevam on nende mõju anoodile ja seda lühem on tekkiva röntgenikiirguse lainepikkus. Pika lainepikkuse ja väikese läbitungimisvõimega röntgenkiirgust nimetatakse "pehmeks", lühikese lainepikkuse ja suure läbitungimisvõimega - "kõvaks".

Riis. 8 - röntgentoru pinge ja sellest tuleneva röntgenkiirguse lainepikkuse suhe:

· Mida kõrgemat pinget toru poolustele rakendatakse, seda tugevam on nende potentsiaalide erinevus, seetõttu on liikuvate elektronide kineetiline energia suurem. Torul olev pinge määrab elektronide kiiruse ja nende kokkupõrkejõu anoodimaterjaliga, seetõttu määrab pinge tekkiva röntgenikiirguse lainepikkuse.

Röntgenikiirgus (sünonüüm röntgenkiirtele) on laia lainepikkuste vahemikuga (8·10-6 kuni 10-12 cm). Röntgenkiirgus tekib siis, kui laetud osakesed, enamasti elektronid, aeglustuvad aine aatomite elektriväljas. Saadud kvantidel on erinev energia ja nad moodustavad pideva spektri. Maksimaalne footoni energia sellises spektris on võrdne langevate elektronide energiaga. Röntgenikiirguse kvantide maksimaalne energia kiloelektronvoltides (cm.) on arvuliselt võrdne torule rakendatud pinge suurusega, väljendatuna kilovoltides. Kui röntgenikiired läbivad ainet, interakteeruvad nad selle aatomite elektronidega. Kuni 100 keV energiaga röntgenkvantide puhul on kõige iseloomulikum interaktsiooni tüüp fotoelektriline efekt. Sellise interaktsiooni tulemusena kulub kvanti energia täielikult elektroni aatomi kestast väljarebimiseks ja sellele kineetilise energia andmiseks. Röntgenikvandi energia suurenedes fotoelektrilise efekti tõenäosus väheneb ja valdavaks saab vabade elektronide poolt kvantide hajumise protsess – nn Comptoni efekt. Sellise interaktsiooni tulemusena tekib ka sekundaarne elektron ja lisaks kiirgub kvant, mille energia on väiksem kui primaarse kvanti energia. Kui röntgenkvanti energia ületab ühe megaelektronvoldi, võib tekkida nn paaristumisefekt, mille käigus moodustuvad elektron ja positron (vt.). Järelikult aine läbimisel röntgenkiirguse energia väheneb, s.t selle intensiivsus väheneb. Kuna madala energiaga kvantide neeldumine toimub suurema tõenäosusega, rikastatakse röntgenkiirgust kõrgema energiaga kvantidega. Seda röntgenkiirguse omadust kasutatakse kvantide keskmise energia suurendamiseks, st nende kõvaduse suurendamiseks. Röntgenikiirguse kõvaduse suurenemine saavutatakse spetsiaalsete filtrite abil (vt.). Röntgenikiirgust kasutatakse röntgendiagnostika jaoks (vt) ja (vt). Vaata ka Ioniseeriv kiirgus.

Röntgenkiirgus (sünonüüm: röntgenikiirgus, röntgenikiirgus) on kvantelektromagnetkiirgus lainepikkusega 250 kuni 0,025 A (või energiakvandid 5,10 -2 kuni 5,10 2 keV). 1895. aastal avastas selle V. K. Roentgen. Röntgenkiirgusega külgnevat elektromagnetilise kiirguse spektraalpiirkonda, mille energiakvandid ületavad 500 keV, nimetatakse gammakiirguseks (vt); kiirgus, mille energiakvandid on alla 0,05 kev, moodustab ultraviolettkiirguse (vt).

Seega, moodustades suhteliselt väikese osa suurest elektromagnetilise kiirguse spektrist, mis hõlmab nii raadiolaineid kui ka nähtavat valgust, levib röntgenkiirgus, nagu iga elektromagnetiline kiirgus, valguse kiirusel (vaakumis umbes 300 tuhat km/). sek) ja seda iseloomustab lainepikkus λ (kaugus, mille kiirgus läbib ühe võnkeperioodi jooksul). Röntgenkiirgusel on ka mitmeid teisi laineomadusi (murdumine, interferents, difraktsioon), kuid neid on palju raskem jälgida kui pikema lainepikkusega kiirgust: nähtav valgus, raadiolained.

Röntgenikiirguse spektrid: a1 - pidev bremsstrahlung-spekter 310 kV juures; a - pidev pidurdusspekter 250 kV juures, a1 - spekter filtreeritud 1 mm Cu-ga, a2 - spekter filtreeritud 2 mm Cu-ga, b - K-seeria volframliinid.

Röntgenkiirguse tekitamiseks kasutatakse röntgentorusid (vt), milles kiirete elektronide interaktsiooni anoodaine aatomitega tekib kiirgus. Röntgenkiirgust on kahte tüüpi: bremsstrahlung ja iseloomulik. Bremsstrahlung röntgenkiirgusel on pidev spekter, mis sarnaneb tavalise valge valgusega. Intensiivsuse jaotus sõltuvalt lainepikkusest (joon.) on kujutatud kõvera abil maksimumiga; pikkade lainete suunas langeb kõver tasaselt ja lühikeste lainete suunas järsult ja lõpeb teatud lainepikkusel (λ0), mida nimetatakse pideva spektri lühilainepiiriks. λ0 väärtus on pöördvõrdeline toru pingega. Bremsstrahlung tekib siis, kui kiired elektronid interakteeruvad aatomituumadega. Bremsstrahlungi intensiivsus on otseselt võrdeline anoodivoolu tugevusega, toru pinge ruuduga ja anoodi aine aatomarvuga (Z).

Kui röntgentorus kiirendatud elektronide energia ületab anoodaine jaoks kriitilise väärtuse (selle energia määrab torul selle aine jaoks kriitiline pinge Vcr), siis tekib iseloomulik kiirgus. Iseloomulik spekter on joonitud; selle spektrijooned moodustavad seeria, mida tähistatakse tähtedega K, L, M, N.

K-seeria on lühim lainepikkus, L-seeria pikem, M- ja N-seeriaid täheldatakse ainult rasketes elementides (K-seeria volframi Vcr on 69,3 kV, L-seeria puhul 12,1 kV). Iseloomulik kiirgus tekib järgmiselt. Kiired elektronid löövad aatomi elektronid nende sisekestast välja. Aatom ergastab ja naaseb seejärel põhiolekusse. Sel juhul täidavad väliste, vähem seotud kestade elektronid sisemistes kestades vabanevad ruumid ning iseloomuliku kiirguse footonid kiirguvad energiaga, mis on võrdne aatomi energiate erinevusega ergastatud ja põhiolekus. Sellel erinevusel (ja seega ka footoni energial) on igale elemendile omane teatud väärtus. See nähtus on elementide röntgenspektraalanalüüsi aluseks. Joonisel on kujutatud volframi joonspekter pideva bremsstrahlungi spektri taustal.

Röntgentorus kiirendatud elektronide energia muundub peaaegu täielikult soojusenergiaks (anood läheb väga kuumaks), ainult väike osa (100 kV lähedasel pingel umbes 1%) muundub bremsstrahlung-energiaks.

Röntgenikiirguse kasutamine meditsiinis põhineb röntgenikiirguse ainesse neeldumise seadustel. Röntgenkiirguse neeldumine ei sõltu täielikult neelduva aine optilistest omadustest. Värvitu ja läbipaistev pliiklaas, mida kasutatakse personali kaitsmiseks röntgeniruumides, neelab peaaegu täielikult röntgenikiirgust. Seevastu valgusele mitteläbipaistev paberileht ei nõrgenda röntgenikiirgust.

Homogeense (st teatud lainepikkusega) neeldumiskihti läbiva röntgenkiire intensiivsus väheneb vastavalt eksponentsiaalseadusele (e-x), kus e on naturaallogaritmide alus (2,718) ja eksponent x on võrdne massi sumbumise koefitsiendi (μ /p) cm 2 /g korrutis neelduja paksuse kohta g/cm 2 (siin p on aine tihedus g/cm 3). Röntgenikiirguse nõrgenemine toimub nii hajumise kui ka neeldumise tõttu. Vastavalt sellele on massi sumbumise koefitsient massi neeldumis- ja hajumistegurite summa. Massi neeldumistegur suureneb järsult neelduja aatomarvu (Z) suurenemisega (proportsionaalselt Z3 või Z5-ga) ja lainepikkuse suurenemisega (proportsionaalselt λ3-ga). Seda sõltuvust lainepikkusest täheldatakse neeldumisribades, mille piiridel koefitsient hüppab.

Massi hajumise koefitsient suureneb aine aatomarvu suurenedes. λ≥0,3Å korral ei sõltu hajumistegur lainepikkusest, λ juures<0,ЗÅ он уменьшается с уменьшением λ.

Neeldumis- ja hajumistegurite vähenemine kahaneva lainepikkuse korral põhjustab röntgenkiirguse läbitungimisvõime suurenemist. Luu massineeldumistegur [omastamine toimub peamiselt Ca 3 (PO 4) 2 -ga] on peaaegu 70 korda suurem kui pehmete kudede puhul, kus omastamine toimub peamiselt vee tõttu. See seletab, miks luude vari röntgenülesvõtetel pehmete kudede taustal nii teravalt esile paistab.

Ebaühtlase röntgenkiire levimisega läbi mis tahes keskkonna koos intensiivsuse vähenemisega kaasneb spektraalse koostise ja kiirguse kvaliteedi muutus: spektri pikalaineline osa on neeldub suuremal määral kui lühilaineline osa, muutub kiirgus homogeensemaks. Spektri pikalainelise osa välja filtreerimine võimaldab sügaval inimkehas paiknevate kahjustuste röntgenteraapia käigus parandada süva- ja pinnadooside suhet (vt röntgenfiltrid). Ebahomogeense röntgenkiirte kvaliteedi iseloomustamiseks kasutatakse mõistet "poolsummutuskiht (L)" - ainekiht, mis nõrgendab kiirgust poole võrra. Selle kihi paksus sõltub toru pingest, filtri paksusest ja materjalist. Poolsummutuskihtide mõõtmiseks kasutatakse tsellofaani (energiaga kuni 12 keV), alumiiniumi (20-100 keV), vaske (60-300 keV), pliid ja vaske (>300 keV). Pingetel 80–120 kV tekitatud röntgenikiirguse puhul võrdub 1 mm vase filtreerimisvõimega 26 mm alumiiniumiga, 1 mm pliid võrdub 50,9 mm alumiiniumiga.

Röntgenikiirguse neeldumine ja hajumine on tingitud selle korpuskulaarsetest omadustest; Röntgenikiirgus interakteerub aatomitega kehakeste (osakeste) - footonite voona, millest igaühel on teatud energia (pöördvõrdeline röntgenkiirguse lainepikkusega). Röntgeni footonite energiavahemik on 0,05-500 keV.

Röntgenkiirguse neeldumine on tingitud fotoelektrilisest efektist: footoni neeldumisega elektronkihi poolt kaasneb elektroni väljutamine. Aatom ergastab ja naastes põhiolekusse kiirgab iseloomulikku kiirgust. Kiirgav fotoelektron kannab endaga kaasa kogu footoni energia (miinus elektroni sidumisenergia aatomis).

Röntgenikiirguse hajumist põhjustavad hajutavas keskkonnas olevad elektronid. Eristatakse klassikalist hajumist (kiirguse lainepikkus ei muutu, kuid levimise suund muutub) ja lainepikkuse muutumisega hajumist - Comptoni efekti (hajutatud kiirguse lainepikkus on suurem kui langeva kiirguse lainepikkus ). Viimasel juhul käitub footon nagu liikuv pall ja footonite hajumine toimub Comtoni kujundliku väljendi kohaselt nagu footonite ja elektronidega piljardit mängides: elektroniga kokku põrkudes kannab footon osa oma energiast sellele üle ja on hajutatud, omades vähem energiat (vastavalt hajutatud kiirguse lainepikkus suureneb), lendab elektron aatomist välja tagasilöögienergiaga (neid elektrone nimetatakse Comptoni elektronideks ehk tagasilöögielektronideks). Röntgenikiirguse energia neeldumine toimub sekundaarsete elektronide (Comptoni ja fotoelektronide) moodustumisel ja energia ülekandmisel neile. Aine massiühikule ülekantud röntgenkiirguse energia määrab röntgenkiirguse neeldunud doosi. Selle annuse ühik 1 rad vastab 100 erg/g. Neeldunud energia tõttu toimuvad neelduvas aines mitmed sekundaarsed protsessid, mis on röntgendosimeetria jaoks olulised, kuna just neil põhinevad röntgenkiirguse mõõtmise meetodid. (vt Dosimeetria).

Kõik gaasid ja paljud vedelikud, pooljuhid ja dielektrikud suurendavad röntgenkiirgusega kokkupuutel elektrijuhtivust. Juhtivust tuvastavad parimad isoleermaterjalid: parafiin, vilgukivi, kumm, merevaik. Juhtivuse muutuse põhjustab keskkonna ionisatsioon, s.o neutraalsete molekulide eraldumine positiivseteks ja negatiivseteks ioonideks (ionisatsiooni tekitavad sekundaarsed elektronid). Ionisatsiooni õhus kasutatakse röntgenkiirguse ekspositsioonidoosi (õhus sisalduva doosi) määramiseks, mida mõõdetakse röntgenikiirgusega (vt Ioniseeriva kiirguse doosid). 1 r annuse korral on neeldunud doos õhus 0,88 rad.

Röntgenkiirguse mõjul aine molekulide ergastamise tulemusena (ja ioonide rekombinatsiooni käigus) ergastub paljudel juhtudel aine nähtav kuma. Röntgenkiirguse suure intensiivsusega täheldatakse õhu, paberi, parafiini jms nähtavat kuma (metallid on erand). Suurima nähtava valguse saagise annavad sellised kristalsed fosforid nagu Zn·CdS·Ag-fosfor ja teised, mida kasutatakse fluoroskoopias ekraanide jaoks.

Röntgenkiirguse mõjul võivad aines toimuda ka erinevad keemilised protsessid: hõbehalogeniidühendite lagunemine (röntgenfotograafias kasutatav fotoefekt), vee ja vesinikperoksiidi vesilahuste lagunemine, omaduste muutumine. tselluloidist (hägusus ja kampri vabanemine), parafiinist (hägusus ja pleegitamine) .

Täieliku muundamise tulemusena muundatakse kogu keemiliselt inertse aine, röntgenkiirguse poolt neeldunud energia soojuseks. Väga väikeste soojushulkade mõõtmiseks on vaja ülitundlikke meetodeid, kuid see on peamine meetod röntgenkiirguse absoluutseks mõõtmiseks.

Röntgenkiirgusega kokkupuutest tulenevad sekundaarsed bioloogilised mõjud on meditsiinilise kiiritusravi aluseks (vt.). Röntgenikiirgus, mille kvantid on 6–16 keV (efektiivsed lainepikkused 2–5 Å), neelduvad peaaegu täielikult inimkeha kudede nahas; neid nimetatakse piirikiirteks või mõnikord ka Bucca kiirteks (vt Bucca rays). Sügava röntgenteraapia jaoks kasutatakse kõva filtreeritud kiirgust efektiivsete energiakvanditega 100 kuni 300 keV.

Röntgenikiirguse bioloogilist mõju tuleks arvesse võtta mitte ainult röntgenteraapias, vaid ka röntgendiagnostikas, aga ka kõigil muudel röntgenkiirgusega kokkupuutumise juhtudel, mis nõuavad kiirguskaitse kasutamist ( vaata).

Röntgenikiirgus

Röntgenikiirgus

nähtamatu kiirgus, mis on võimeline läbima, kuigi erineval määral, kõiki aineid. Tegemist on elektromagnetkiirgusega, mille lainepikkus on umbes 10-8 cm.Nagu nähtav valgus, põhjustab röntgenkiirgus fotofilmi mustaks muutumist. See omadus on oluline meditsiini, tööstuse ja teadusuuringute jaoks. Uuritavat objekti läbides ja seejärel fotofilmile langedes kujutab röntgenkiirgus sellel oma sisemist struktuuri. Kuna röntgenikiirguse läbitungimisvõime on erinevate materjalide puhul erinev, tekitavad objekti osad, mis on sellele vähem läbipaistvad, fotol heledamad alad kui need, millest kiirgus hästi läbi tungib. Seega on luukude röntgenikiirgusele vähem läbipaistev kui kude, millest koosneb nahk ja siseorganid. Seetõttu paistavad luud röntgenipildil heledamate aladena ja kiirgusele läbipaistvam murdekoht on üsna hõlpsasti tuvastatav. Röntgenikiirgust kasutatakse ka hambaravis hambajuurte kaariese ja abstsesside avastamiseks ning tööstuses valandite, plastide ja kummide pragude tuvastamiseks. Röntgenikiirgust kasutatakse keemias ühendite analüüsimiseks ja füüsikas kristallide struktuuri uurimiseks. Keemilist ühendit läbiv röntgenkiir tekitab iseloomuliku sekundaarse kiirguse, mille spektroskoopiline analüüs võimaldab keemikul määrata ühendi koostist. Kui röntgenkiir langeb kristallilisele ainele, hajutatakse see kristalli aatomite poolt, andes fotoplaadil selge ja korrapärase pildi täppidest ja triipudest, mis võimaldab kindlaks teha kristalli sisestruktuuri. . Röntgenikiirguse kasutamine vähiravis põhineb sellel, et see tapab vähirakke. Siiski võib see avaldada soovimatut mõju normaalsetele rakkudele. Seetõttu tuleb sellisel viisil röntgenikiirguse kasutamisel olla äärmise ettevaatusega. Röntgenkiirguse avastas saksa füüsik W. Roentgen (1845-1923). Tema nimi on jäädvustatud mitmes teises selle kiirgusega seotud füüsikalises terminis: röntgen on ioniseeriva kiirguse doosi rahvusvaheline ühik; röntgeniaparaadis tehtud pilti nimetatakse radiograafiaks; Radioloogilise meditsiini valdkonda, mis kasutab haiguste diagnoosimiseks ja raviks röntgenikiirgust, nimetatakse radioloogiaks. Röntgen avastas kiirguse 1895. aastal Würzburgi ülikooli füüsikaprofessorina. Katoodkiirtega katseid tehes (elektronide voolamine lahendustorudes) märkas ta, et vaakumtoru lähedal asuv ekraan, mis oli kaetud kristallilise baariumtsüanoplatiniidiga, helendab eredalt, kuigi toru ise oli kaetud musta papiga. Lisaks tegi Roentgen kindlaks, et tema avastatud tundmatute kiirte läbitungimisvõime, mida ta nimetas röntgenkiirteks, sõltus neelava materjali koostisest. Samuti sai ta oma käe luudest kujutise, asetades selle katoodkiirtega lahendustoru ja baariumtsüanoplatiniidiga kaetud ekraani vahele. Röntgeni avastusele järgnesid teiste teadlaste katsed, kes avastasid selle kiirguse palju uusi omadusi ja rakendusi. Suure panuse andsid M. Laue, W. Friedrich ja P. Knipping, kes demonstreerisid 1912. aastal röntgenikiirguse difraktsiooni kristalli läbimisel; W. Coolidge, kes 1913. aastal leiutas kuumutatud katoodiga kõrgvaakumröntgentoru; G. Moseley, kes tegi 1913. aastal kindlaks seose kiirguse lainepikkuse ja elemendi aatomnumbri vahel; G. ja L. Bragg, kes said 1915. aastal Nobeli preemia röntgenstruktuurianalüüsi põhialuste väljatöötamise eest. Röntgenikiirguse SAAMINE Röntgenkiirgus tekib siis, kui suurel kiirusel liikuvad elektronid suhtlevad ainega. Kui elektronid põrkuvad mis tahes aine aatomitega, kaotavad nad kiiresti oma kineetilise energia. Sel juhul muutub suurem osa sellest soojuseks ja väike osa, tavaliselt alla 1%, muundatakse röntgenienergiaks. See energia vabaneb kvantidena – footoniteks kutsutavate osakestena, millel on energiat, kuid mille puhkemass on null. Röntgenfootonid erinevad oma energia poolest, mis on pöördvõrdeline nende lainepikkusega. Tavapärane röntgenikiirguse valmistamise meetod tekitab laia lainepikkuste vahemikku, mida nimetatakse röntgenikiirguse spektriks. Spekter sisaldab väljendunud komponente, nagu on näidatud joonisel fig. 1. Laia "kontiinumi" nimetatakse pidevaks spektriks või valgeks kiirguseks. Selle peal asetsevaid teravaid piike nimetatakse iseloomulikeks röntgenikiirguse joonteks. Kuigi kogu spekter on elektronide kokkupõrgete tulemus ainega, on selle laia osa ja joonte ilmnemise mehhanismid erinevad. Aine koosneb suurest hulgast aatomitest, millest igaühel on elektronkihtidega ümbritsetud tuum ja iga elektron teatud elemendi aatomi kestas hõivab teatud diskreetse energiataseme. Tavaliselt on need kestad või energiatasemed tähistatud sümbolitega K, L, M jne, alustades tuumale lähimast kestast. Kui piisavalt suure energiaga langev elektron põrkab kokku ühe aatomiga seotud elektroniga, lööb see selle elektroni kestast välja. Tühja ruumi võtab enda alla teine ​​kesta elektron, mis vastab kõrgemale energiale. See viimane loobub üleliigsest energiast, kiirgades röntgenikiirguse footoni. Kuna kestaelektronidel on diskreetsed energiaväärtused, on ka saadud röntgenfootonitel diskreetne spekter. See vastab teatud lainepikkuste teravatele tippudele, mille konkreetsed väärtused sõltuvad sihtelemendist. Iseloomulikud jooned moodustavad K-, L- ja M-seeria, olenevalt sellest, millisest kestast (K, L või M) elektron eemaldati. Röntgenikiirguse lainepikkuse ja aatomarvu vahelist seost nimetatakse Moseley seaduseks (joonis 2).

Riis. 1. TAVALINE Röntgenispekter koosneb pidevast spektrist (kontiinuum) ja iseloomulikest joontest (teravad piigid). K/ia ja K/ib jooned tekivad kiirendatud elektronide interaktsioonide tõttu sisemise K-kihi elektronidega.

Riis. 2. Keemiliste elementide poolt kiiratava ISELOOMULIKU Röntgenkiirte lainepikkus sõltub elemendi aatomnumbrist. Kõver järgib Moseley seadust: mida suurem on elemendi aatomnumber, seda lühem on tunnusjoone lainepikkus.

Kui elektron põrkab kokku suhteliselt raske tuumaga, siis see aeglustub ja selle kineetiline energia vabaneb ligikaudu sama energiaga röntgenfootonina. Kui see lendab tuumast mööda, kaotab ta vaid osa oma energiast ja ülejäänu kandub üle teistele aatomitele, mis tema teele satuvad. Iga energiakao akt viib teatud energiaga footoni emissioonini. Ilmub pidev röntgenspekter, mille ülempiir vastab kiireima elektroni energiale. See on pideva spektri moodustumise mehhanism ja maksimaalne energia (või minimaalne lainepikkus), mis fikseerib pideva spektri piiri, on võrdeline kiirenduspingega, mis määrab langevate elektronide kiiruse. Spektrijooned iseloomustavad pommitava sihtmärgi materjali ning pidev spekter on määratud elektronkiire energiaga ja on sihtmaterjalist praktiliselt sõltumatu. Röntgenkiirgust on võimalik saada mitte ainult elektronpommitamise teel, vaid ka kiiritades sihtmärki teisest allikast pärineva röntgenikiirgusega. Sel juhul läheb aga suurem osa langeva kiire energiast iseloomulikku röntgenispektrisse ja väga väike osa sellest pidevasse. On ilmne, et langeva röntgenikiirguse kiir peab sisaldama footoneid, mille energiast piisab pommitava elemendi iseloomulike joonte ergastamiseks. Kõrge energiaprotsent iseloomuliku spektri kohta muudab selle röntgenkiirguse ergastamise meetodi teadusuuringute jaoks mugavaks. Röntgentorud. Röntgenikiirguse tekitamiseks elektronide ja aine interaktsiooni kaudu peab teil olema elektronide allikas, vahend nende kiirendamiseks suurele kiirusele ja sihtmärk, mis talub elektronide pommitamist ja tekitab vajaliku intensiivsusega röntgenikiirgust. Seda kõike sisaldavat seadet nimetatakse röntgentoruks. Varased teadlased kasutasid "sügavalt evakueeritud" torusid, näiteks kaasaegseid gaaslahendustorusid. Vaakum neis ei olnud väga suur. Tühjendustorud sisaldavad väikeses koguses gaasi ja kui toru elektroodidele rakendatakse suurt potentsiaalide erinevust, muudetakse gaasiaatomid positiivseteks ja negatiivseteks ioonideks. Positiivsed liiguvad negatiivse elektroodi (katoodi) poole ja sellele kukkudes löövad sealt elektronid välja ning need omakorda liiguvad positiivse elektroodi (anoodi) poole ning tekitavad seda pommitades röntgenfootonite voo. . Kaasaegses Coolidge’i välja töötatud röntgentorus (joonis 3) on elektronide allikaks kõrge temperatuurini kuumutatud volframkatood. Elektronid kiirendatakse suure kiiruseni anoodi (või anti-katoodi) ja katoodi vahelise suure potentsiaalide erinevuse tõttu. Kuna elektronid peavad jõudma anoodile ilma aatomitega kokku põrkamata, on vajalik väga suur vaakum, mis eeldab toru korralikku evakueerimist. See vähendab ka ülejäänud gaasiaatomite ioniseerumise tõenäosust ja sellest tulenevaid külgvoolusid.

Riis. 3. COOLIDGE Röntgentoru. Elektronidega pommitades kiirgab volframantikatood iseloomulikku röntgenikiirgust. Röntgenkiire ristlõige on väiksem kui tegelik kiiritatud ala. 1 - elektronkiir; 2 - katood fokusseeriva elektroodiga; 3 - klaaskest (toru); 4 - volframi sihtmärk (anti-katood); 5 - katoodniit; 6 - tegelik kiiritatud ala; 7 - efektiivne fookuspunkt; 8 - vase anood; 9 - aken; 10 - hajutatud röntgenkiirgus.

Elektronid fokusseeritakse anoodile katoodi ümbritseva spetsiaalse kujuga elektroodi abil. Seda elektroodi nimetatakse teravustamiselektroodiks ja see moodustab koos katoodiga toru "elektroonilise prožektori". Elektronidega pommitav anood peab olema valmistatud tulekindlast materjalist, kuna suurem osa pommitavate elektronide kineetilisest energiast muundatakse soojuseks. Lisaks on soovitav, et anood oleks valmistatud suure aatomarvuga materjalist, sest Röntgenikiirgus suureneb koos aatomarvu suurenemisega. Kõige sagedamini valitakse anoodimaterjaliks volfram, mille aatomnumber on 74. Röntgentorude konstruktsioon võib olenevalt kasutustingimustest ja nõuetest erineda. Röntgenkiirguse tuvastus Kõik röntgenikiirguse tuvastamise meetodid põhinevad nende vastasmõjul ainega. Detektoreid võib olla kahte tüüpi: need, mis annavad pilti, ja need, mis mitte. Esimeste hulka kuuluvad röntgenfluorograafia ja fluoroskoopia seadmed, mille puhul röntgenkiirguse kiir läbib uuritavat objekti ja edastatav kiirgus tabab luminestsentsekraani või fotofilmi. Pilt ilmub tänu sellele, et uuritava objekti erinevad osad neelavad kiirgust erinevalt – olenevalt aine paksusest ja koostisest. Fluorestseeruva ekraaniga detektorites muundatakse röntgenikiirgus vahetult jälgitavaks pildiks, radiograafias aga salvestatakse see tundlikule emulsioonile ja seda saab jälgida alles pärast filmi ilmutamist. Teist tüüpi detektorid hõlmavad väga erinevaid seadmeid, milles röntgenkiirguse energia muundatakse elektrilisteks signaalideks, mis iseloomustavad kiirguse suhtelist intensiivsust. Nende hulka kuuluvad ionisatsioonikambrid, Geigeri loendurid, proportsionaalsed loendurid, stsintillatsiooniloendurid ja mõned spetsiaalsed kaadmiumsulfiidi ja seleniidi detektorid. Praegu võib kõige tõhusamateks detektoriteks pidada stsintillatsiooniloendureid, mis töötavad hästi laias energiavahemikus. Vaata ka OSAKESTE ANDURID. Detektor valitakse ülesande tingimusi arvestades. Näiteks kui teil on vaja täpselt mõõta hajutatud röntgenkiirguse intensiivsust, kasutatakse loendureid, mis võimaldavad teil teha mõõtmisi protsendilise täpsusega. Kui teil on vaja registreerida palju hajuvaid kiiri, on soovitatav kasutada röntgenfilmi, kuigi sel juhul pole intensiivsust sama täpsusega võimalik määrata. Röntgen- JA GAMMADEFEKTOSKOOPIA Röntgenikiirguse üks levinumaid kasutusviise tööstuses on materjalide kvaliteedi kontroll ja vigade tuvastamine. Röntgenimeetod on mittepurustav, nii et katsetatavat materjali saab seejärel kasutada ettenähtud otstarbel, kui see vastab vajalikele nõuetele. Nii röntgen- kui ka gammavigade tuvastamine põhinevad röntgenkiirguse läbitungimisvõimel ja selle materjalides neeldumise omadustel. Läbitungimisvõime määrab röntgeni footonite energia, mis sõltub röntgentoru kiirenduspingest. Seetõttu vajavad paksud proovid ja raskmetallidest, näiteks kullast ja uraanist valmistatud proovid nende uurimiseks kõrgema pingega röntgenikiirgusallikat, õhukeste proovide puhul piisab madalama pingega allikast. Väga suurte valandite ja suurte valtstoodete gammavigade tuvastamiseks kasutatakse betatroneid ja lineaarseid kiirendeid, mis kiirendavad osakesi energiani 25 MeV või rohkem. Röntgenikiirguse neeldumine materjalis sõltub neelduja paksusest d ja neeldumistegurist m ning määratakse valemiga I = I0e-md, kus I on neeldurit läbiva kiirguse intensiivsus, I0 on langeva kiirguse intensiivsus ja e = 2,718 on naturaallogaritmide alus. Antud materjali puhul on röntgenkiirguse antud lainepikkusel (või energial) neeldumistegur konstantne. Kuid röntgenikiirgusallika kiirgus ei ole monokromaatiline, vaid sisaldab laia lainepikkuste spektrit, mille tulemusena sõltub neeldumine neelduja sama paksuse juures kiirguse lainepikkusest (sagedusest). Röntgenkiirgust kasutatakse laialdaselt kõigis metallivormimisega seotud tööstusharudes. Seda kasutatakse ka suurtükiväe tünnide, toiduainete, plastide testimiseks ning elektroonikatehnoloogia keerukate seadmete ja süsteemide testimiseks. (Sarnasel eesmärgil kasutatakse neutronograafiat, mis kasutab röntgenikiirte asemel neutronkiirte.) Röntgenikiirgust kasutatakse ka muudel eesmärkidel, näiteks maalide autentsuse kindlakstegemiseks või täiendavate värvikihtide tuvastamiseks aluskihi peal. . Röntgenkiirte DIFRAKTSIOON Röntgendifraktsioon annab olulist teavet tahkete ainete – nende aatomstruktuuri ja kristallide kuju –, aga ka vedelike, amorfsete tahkete ainete ja suurte molekulide kohta. Difraktsioonimeetodit kasutatakse ka aatomitevaheliste kauguste täpseks (veaga alla 10-5) määramiseks, pingete ja defektide tuvastamiseks ning monokristallide orientatsiooni määramiseks. Difraktsioonimustri abil saate tuvastada tundmatuid materjale, samuti tuvastada lisandite olemasolu proovis ja tuvastada need. Röntgendifraktsioonimeetodi tähtsust kaasaegse füüsika edenemisel on vaevalt võimalik ülehinnata, kuna kaasaegne arusaam aine omadustest põhineb lõppkokkuvõttes andmetel aatomite paigutuse kohta erinevates keemilistes ühendites, nendevaheliste sidemete olemuse kohta. ja struktuursed defektid. Peamine vahend selle teabe saamiseks on röntgendifraktsiooni meetod. Rönton kriitilise tähtsusega keeruliste suurte molekulide, näiteks desoksüribonukleiinhappe (DNA) molekulide, elusorganismide geneetilise materjali struktuuride määramisel. Vahetult pärast röntgenikiirguse avastamist keskendus teaduslik ja meditsiiniline huvi nii selle kiirguse võimele tungida kehadesse kui ka selle olemusele. Röntgenkiirguse difraktsioonikatsed pilude ja difraktsioonvõrede abil näitasid, et see kuulub elektromagnetkiirguse hulka ja selle lainepikkus on suurusjärgus 10-8-10-9 cm. Juba varem arvasid teadlased, eriti W. Barlow, et looduslike kristallide korrapärane ja sümmeetriline kuju on tingitud kristalli moodustavate aatomite korrastatud paigutusest. Mõnel juhul suutis Barlow kristallstruktuuri õigesti ennustada. Prognoositud aatomitevaheliste kauguste väärtus oli 10-8 cm Asjaolu, et aatomitevahelised kaugused osutusid suurusjärgusseteks röntgenikiirguse lainepikkuste suurusjärgus, võimaldas põhimõtteliselt jälgida nende difraktsiooni. Tulemuseks oli füüsika ajaloo ühe olulisema katse kavandamine. M. Laue korraldas selle idee eksperimentaalse testimise, mille viisid läbi tema kolleegid W. Friedrich ja P. Knipping. 1912. aastal avaldasid nad kolm oma tööd röntgendifraktsiooni tulemuste kohta. Röntgendifraktsiooni põhimõtted. Röntgendifraktsiooni nähtuse mõistmiseks peame käsitlema järjekorras: esiteks röntgenkiirguse spektrit, teiseks kristallstruktuuri olemust ja kolmandaks difraktsiooni nähtust ennast. Nagu eespool mainitud, koosneb iseloomulik röntgenkiirgus mitmest spektrijoontest, millel on kõrge monokromaatsus, mille määrab anoodimaterjal. Filtrite abil saate esile tõsta kõige intensiivsemad. Seetõttu on anoodimaterjali sobiva valikuga võimalik saada väga täpselt määratletud lainepikkusega peaaegu monokromaatilise kiirguse allikas. Iseloomulikud kiirguse lainepikkused jäävad tavaliselt vahemikku 2,285 kroomi puhul kuni 0,558 hõbeda puhul (erinevate elementide väärtused on teada kuue märgilise numbrini). Anoodile langevate elektronide aeglustumise tõttu kattub iseloomulik spekter palju väiksema intensiivsusega pideva "valge" spektriga. Seega võib igalt anoodilt saada kahte tüüpi kiirgust: karakteristlikku ja bremsstrahlung-kiirgust, millest igaüks mängib omal moel olulist rolli. Aatomid kristallstruktuuris on paigutatud korrapärase perioodilisusega, moodustades identsete rakkude jada - ruumilise võre. Mõned võred (näiteks enamiku tavaliste metallide jaoks) on üsna lihtsad, samas kui teised (näiteks valgu molekulide jaoks) on üsna keerulised. Kristallistruktuurile on iseloomulik: kui liikuda ühe raku teatud punktist naaberraku vastavasse punkti, siis ilmneb täpselt sama aatomikeskkond. Ja kui teatud aatom asub ühes rakus ühes või teises punktis, siis asub sama aatom samaväärses punktis mis tahes naaberrakus. See põhimõte kehtib rangelt täiusliku, ideaalis korrastatud kristalli puhul. Paljud kristallid (näiteks metalli tahked lahused) on aga ühel või teisel määral korrastamata, s.t. kristallograafiliselt samaväärsed saidid võivad olla hõivatud erinevate aatomitega. Nendel juhtudel ei määrata iga aatomi asukohta, vaid ainult aatomi asukohta, mis on "statistiliselt keskmistatud" suure hulga osakeste (või rakkude) kohta. Difraktsiooni nähtust käsitletakse artiklis OPTIKAS ja lugeja võib enne edasist jätkamist sellele artiklile viidata. See näitab, et kui lained (näiteks heli, valgus, röntgenikiirgus) läbivad väikese pilu või augu, siis viimast võib pidada sekundaarseks lainete allikaks ja pilu või augu kujutis koosneb vahelduvast valgusest. ja tumedad triibud. Edasi, kui esineb perioodiline aukude või pilude struktuur, siis erinevatest aukudest tulevate kiirte võimendumise ja nõrgenemise tulemusena tekib selge difraktsioonimuster. Röntgendifraktsioon on kollektiivne hajumisnähtus, milles aukude ja hajumiskeskuste rolli mängivad perioodiliselt paiknevad kristallstruktuuri aatomid. Nende kujutiste vastastikune täiustamine teatud nurkade all tekitab difraktsioonimustri, mis on sarnane sellega, mis tekiks valguse difraktsiooni korral kolmemõõtmelisel difraktsioonivõrel. Hajumine toimub langevate röntgenikiirte ja kristallis olevate elektronide koostoime tõttu. Kuna röntgenkiirte lainepikkus on samas suurusjärgus aatomi suurusega, on hajuvate röntgenikiirte lainepikkus sama, mis langeva röntgenikiirte lainepikkus. See protsess on elektronide sundvõnkumise tulemus langeva röntgenikiirguse mõjul. Mõelge nüüd aatomile, millel on seotud elektronide pilv (tuuma ümbritsev), mida röntgenikiirgus tabab. Kõigis suundades olevad elektronid hajutavad samaaegselt langevat kiirgust ja kiirgavad oma sama lainepikkusega, kuigi erineva intensiivsusega röntgenkiirgust. Hajutatud kiirguse intensiivsus on seotud elemendi aatomnumbriga, sest aatomarv on võrdne orbiidi elektronide arvuga, mis võivad hajumises osaleda. (Seda intensiivsuse sõltuvust hajuva elemendi aatomarvust ja intensiivsuse mõõtmise suunast iseloomustab aatomhajumisfaktor, mis mängib kristallide struktuuri analüüsimisel äärmiselt olulist rolli.) Olgu valige kristallstruktuuris lineaarne aatomite ahel, mis asuvad üksteisest samal kaugusel, ja arvestage nende difraktsioonimustriga. Juba on märgitud, et röntgenikiirguse spekter koosneb pidevast osast ("kontiinum") ja intensiivsemate joonte komplektist, mis on iseloomulikud anoodimaterjaliks olevale elemendile. Oletame, et filtreerisime pideva spektri ja saime peaaegu monokromaatilise röntgenikiire, mis oli suunatud meie lineaarsele aatomiahelale. Amplifikatsiooni (võimendava interferentsi) tingimus on täidetud, kui naaberaatomite poolt hajutatud lainete liikumisteede erinevus on lainepikkuse kordne. Kui kiir langeb intervalliga a (periood) eraldatud aatomirea suhtes nurga a0 all, siis difraktsiooninurga a jaoks kirjutatakse võimendusele vastav teeerinevus a(cos a - cosa0) = hl, kus l on lainepikkus ja h täisarv (joonised 4 ja 5).

Riis. 4. Röntgenkiire võimendus tekib siis, kui naaberaatomite poolt hajutatud lainete teekonna erinevus on võrdne lainepikkuse täisarvulise kordsega. Siin a0 on langemisnurk, a on difraktsiooninurk, a on aatomite vaheline kaugus.

Riis. 5. LAUE VÕRRANDITE LAHENDUS iga h väärtuse kohta võib esitada koonuste perekonnana, mille ühistelg on suunatud piki kristallograafilist telge (ülejäänud kahe telje kohta saab joonistada sarnaseid pilte). Tõhus meetod kristallstruktuuride uurimiseks põhineb Laue võrranditel.

Selle lähenemisviisi laiendamiseks kolmemõõtmelisele kristallile on vaja ainult valida aatomite read piki kahte teist kristalli suunda ja lahendada nii saadud kolm võrrandit kolme kristalli telje jaoks perioodidega a, b ja c. Ülejäänud kahel võrrandil on vorm

<="" div="" style="border-style: none;">Need on kolm põhilist Laue võrrandit röntgendifraktsiooni jaoks, kusjuures numbrid h, k ja c on difraktsioonitasandi Milleri indeksid. Vaata ka KRISTALLID JA KRISTALLOGRAAFIA. Arvestades mis tahes Laue võrrandit, näiteks esimest, võite märgata, et kuna a, a0, l on konstandid ja h = 0, 1, 2, ..., saab selle lahendit esitada koonuste hulgana ühistelg a (joon. 5). Sama kehtib ka suundade b ja c kohta. Üldise kolmemõõtmelise hajumise (difraktsiooni) puhul peab kolmel Laue võrrandil olema ühine lahend, s.t. kolm difraktsioonikoonust, mis asuvad kummalgi teljel, peavad ristuma; üldine ristumisjoon on näidatud joonisel fig. 6. Võrrandite ühislahendus viib Braggi-Wolfe'i seaduseni:

Riis. 6. LAUE VÕRRANDITE ÜLDLAHENDUS vastab kolme koonuse lõikepunktile telgedega a, b, c, millel on ühine sirge R.

l = 2(d/n)sinq, kus d on tasandite vaheline kaugus indeksiga h, k ja c (periood), n = 1, 2, ... on täisarvud (difraktsioonijärk) ja q on nurk moodustasid langeva kiire (nagu ka difraktsiooni) kristallitasandiga, milles difraktsioon toimub. Analüüsides Bragg-Wolfe'i seaduse võrrandit monokromaatilise röntgenkiire teel asuva monokristalli jaoks, võime järeldada, et difraktsiooni pole lihtne jälgida, kuna suurused l ja q on fikseeritud ja sinq< 1. При таких условиях, чтобы имела место дифракция для рентгеновского излучения с длиной волны l, плоскость кристалла с периодом d должна быть повернута на правильный угол q. Для того чтобы реализовать это маловероятное событие, применяются различные методики. DIFRAKTSIOONALÜÜSI MEETODID Laue meetod. Laue meetod kasutab pidevat "valget" röntgenkiirguse spektrit, mis on suunatud statsionaarsele monokristallile. Perioodi d konkreetse väärtuse jaoks valitakse kogu spektrist automaatselt Bragg-Wulfi tingimusele vastav lainepikkus. Sel viisil saadud Lauegrammid võimaldavad hinnata hajuvate kiirte suundi ja sellest tulenevalt ka kristalli tasandite orientatsioone, mis võimaldab teha olulisi järeldusi ka kristalli sümmeetria, orientatsiooni ja olemasolu kohta. selle puudustest. Sel juhul läheb aga kaotsi info ruumiperioodi d kohta. Joonisel fig. 7 on Lauegrami näide. Röntgenfilm asus kristalli sellel küljel, mis vastas sellele küljele, millele langes allikast lähtuv röntgenikiir.

Riis. 7. LAUEGRAM. Laia spektrivahemikuga röntgenikiirgus lastakse läbi statsionaarse kristalli. Difraktsioonikiired vastavad Lauegrami täppidele.

Debye-Scherreri meetod (polükristalliliste proovide jaoks). Erinevalt eelmisest meetodist kasutatakse siin monokromaatilist kiirgust (l = const) ja nurka q muudetakse. See saavutatakse polükristallilise proovi abil, mis koosneb paljudest juhusliku orientatsiooniga väikestest kristalliididest, mille hulgas on mõned, mis vastavad Bragg-Wulfi tingimusele. Difraktsiooniga kiired moodustavad koonuseid, mille telg on suunatud piki röntgenikiirt. Pildistamiseks kasutatakse tavaliselt silindrilises kassetis olevat kitsast röntgenkiirte riba ja röntgenikiirgus jaotatakse piki läbimõõtu filmis olevate aukude kaudu. Sel viisil saadud Debyegram (joonis 8) sisaldab täpset teavet perioodi d kohta, s.o. kristalli struktuuri kohta, kuid ei anna teavet, mida Lauegram sisaldab. Seetõttu täiendavad mõlemad meetodid üksteist. Vaatleme mõnda Debye-Scherreri meetodi rakendust.

Röntgenikiirguse mõju ainele määravad röntgenfootoni esmased interaktsiooni protsessid aine aatomite ja molekulide elektronidega.

3. Röntgen-kompuutertomograafia.

Röntgeni-kompuutertomograafia meetod põhineb patsiendi keha teatud lõigu (lõigu) kujutise rekonstrueerimisel, salvestades selle lõigu suure hulga erinevate nurkade all tehtud röntgenprojektsioone (joonis 5). Neid projektsioone salvestavate andurite teave siseneb arvutisse, mis spetsiaalse programmi abil arvutab levitamine proovi tihedus uuritavas jaotises ja kuvab selle kuvaril. Sel viisil saadud patsiendi keha ristlõikepilti iseloomustab suurepärane selgus ja kõrge teabesisaldus. Programm võimaldab vajadusel suurendada pildi kontrastsust kümneid ja isegi sadu kordi. See laiendab meetodi diagnostilisi võimalusi.

Riis. 5. Uuritava elundi lõigu röntgenuuringu skeem (punkt 1 ja punkt 2 - röntgeniallika kaks järjestikust asendit)

4. Fluorograafiaga Pilt suurelt ekraanilt salvestatakse tundlikule väikeseformaadilisele filmile (joonis 6). Analüüsi käigus uuritakse pilte spetsiaalse luubi abil.

Seda meetodit kasutatakse massiliste rahvastikuuuringute jaoks. Sellisel juhul on patsiendi kiirgus palju väiksem kui traditsioonilises fluoroskoopias.

Röntgenteraapia- röntgenikiirguse kasutamine pahaloomuliste kasvajate hävitamiseks.

Kiirguse bioloogiline toime seisneb kiiresti paljunevate kasvajarakkude elutegevuse häirimises. Sel juhul on R - footonite energia 150-200 keV.

Visiograafid (digitaalse röntgenpilditöötlusega seadmed) kaasaegses hambaravis

Hambaravis on peamine diagnostiline meetod röntgenuuring. Kuid mitmed traditsioonilised röntgendiagnostika organisatsioonilised ja tehnilised omadused ei muuda seda nii patsiendile kui ka hambakliinikule päris mugavaks. See on ennekõike vajadus patsiendi kokkupuute järele ioniseeriva kiirgusega, mis sageli tekitab organismile olulise kiirguskoormuse, see on ka vajadus fotoprotsessi järele ja seega ka vajadus fotoreaktiivide, sh toksiliste, järele. See on lõpuks mahukas arhiiv, rasked kaustad ja röntgenfilmidega ümbrikud.

Lisaks muudab hambaravi praegune arengutase inimsilma poolt radiograafide subjektiivse hindamise ebapiisavaks. Nagu selgus, tajub silm röntgenpildis sisalduvatest erinevatest hallidest varjunditest vaid 64.

Ilmselgelt on hamba-näosüsteemi kõvade kudede selge ja üksikasjaliku pildi saamiseks minimaalse kiirgusega vaja teisi lahendusi. Tänaseks on otsingud viinud nn radiograafiliste süsteemide, videograafide – digitaalsete radiograafiasüsteemide loomiseni (1987, ettevõte Trophy).

Ilma tehniliste üksikasjadeta on selliste süsteemide tööpõhimõte järgmine. Röntgenkiirgus ei liigu läbi objekti mitte valgustundlikule kilele, vaid spetsiaalsele intraoraalsele andurile (spetsiaalne elektrooniline maatriks). Vastav maatriksi signaal edastatakse arvutiga ühendatud digiteerimisseadmesse (analoog-digitaalmuundur, ADC), mis teisendab selle digitaalseks vormiks. Spetsiaalne tarkvara loob arvutiekraanile röntgenpildi ja võimaldab seda töödelda, salvestada kõvale või paindlikule andmekandjale (kõvaketas, ketas) ja printida failina pildina.

Digitaalses süsteemis on röntgenipilt punktide kogum, mis vastab erinevatele halli varjunditele. Programmi pakutav teabe kuvamise optimeerimine võimaldab suhteliselt väikese kiirgusdoosi juures saada optimaalse heleduse ja kontrastsusega kaadri.

Kaasaegsetes süsteemides, mille on loonud näiteks Trophy (Prantsusmaa) või Schick (USA), kasutatakse kaadri moodustamisel 4096 halli varjundit, säriaeg sõltub uuritavast objektist ja on keskmiselt sajandik-kümnendik teiseks, mis vähendab kiirgusega kokkupuudet filmiga võrreldes – kuni 90% intraoraalsete süsteemide puhul, kuni 70% panoraamvideograafide puhul.

Piltide töötlemisel saavad videograafid:

1. Võta vastu positiivseid ja negatiivseid pilte, pseudovärvipilte, reljeefseid pilte.

2. Suurendage kontrasti ja suurendage huvipakkuvat pildifragmenti.

3. Hinda muutusi hambakudede ja luustruktuuride tiheduses, kontrollida kanalite täitumise ühtlust.

4. Endodontias määrake mistahes kumerusega kanali pikkus ja kirurgias valige implantaadi suurus 0,1 mm täpsusega.

Ainulaadne tehisintellekti elementidega kaariesedetektori süsteem pilti analüüsides võimaldab tuvastada kaariese täpistaadiumis, juurekaariest ja varjatud kaariest.

Probleeme lahendama:

1. Mitu korda on 80 kV torupinge juures tekkiva röntgenikiirguse kvanti maksimaalne energia suurem kui 500 nm lainepikkusega rohelisele valgusele vastava footoni energia?

2. Määrake minimaalne lainepikkus kiirgusspektris, mis tuleneb betatronis kiirendatud elektronide aeglustumisest sihtmärgil 60 MeV energiani.

3. Monokromaatiliste röntgenikiirte poolsummutuskiht teatud aines on 10 mm. Leidke selle kiirguse nõrgenemise kiirus selles aines.

[*] Φ l on kitsas lainepikkuste vahemikus 1 sekundi jooksul kiiratud energia suhe. selle intervalli laiusele

* "F" valemis (4) viitab kogu emiteeritud lainepikkuste vahemikule ja seda nimetatakse sageli "integraalseks energiavooguks".