技术领域
本发明涉及一种穿透式X光管及一种反射式X光管，尤其涉及可通过滤波材料将不必要的辐射滤除的一种穿透式X光管及一种反射式X光管。
背景技术：
在采用以铝、钼、钇及铜等材料的低Z滤波材的医学造影方法中，可以通过所谓铝等效滤波厚度来减少低能量的射线。基本上，此一铝滤波材的等效厚度的范围是0.5-12微米，用以滤掉低能量、长波长的X光，并减少可能对医学造影有害及不必要的辐射。不幸的是，这样的滤光器也过滤掉一大部分有用的X光。
非破坏性检验通常不会另加滤波材料，但是当要以特定的Kα线的射线，对进行非破坏性检验造影的物品提供高品质的影像时，移除不必要的高能量的光子也是本发明的目的之一。
在医学造影中，化学造影元素，例如是含碘、钆、钡的化合物，会因为其密度及原子数而对周边的软组织产生高的对比度。这些元素的原子数(碘的Z＝53，钡的Z＝56，钆的Z＝64)的重要性在于，相对于传统的X光能量光谱，K吸收边缘值是位于一较佳的能带上。碘的K边缘值是33.17keV(千电子伏特)，钡的K边缘值是37.44keV，钆的K边缘值是50.24keV。当X光光子能量稍微高于化学造影剂的K边缘能量时，可以产生最大的对比度。
在特殊医疗程序中，最佳的光谱的选择要考虑到不仅仅是对比度的需求，也要考虑对身体部位能产生必要的穿透性并限制病人所接收到的辐射剂量。
不同工业产品，包括但不限于所有种类的电子电路、集成电路、发光二极管及锂电池，在非破坏性造影的案例中，都会有一个能产生最大影像品质的单一最佳能量。然而为了产出高光通量的最佳能量，不可避免地同时也会产生高于最佳能量而有较高能量的光子。较高能量的光子是不必要的，他们会减少影像的对比度。另一方面，当太多不必要的X光照射在感应器上时，感应器过载会是另一个问题。
对反射式X光管而言，X光束的光谱是由阳极材料、滤波材料及其厚度、以及在此程序中所选定的电子管电压的组合所决定。靶材的厚度并非重要的问题。
X光造影应用上所需要的是一个位于窄而界限分明的光子能带上且具有大量光子的X光光谱，以及利用滤波材滤除那些具有能量高于及或低于该能带的光子，并且尽量避免减损极大化影像品质所需的该能带的光通量。有用的能带与能量高于该能带的光通量比例应该在X光管的散热极限中被最大化。对于医学造影的应用，同时减少不必要的低能量光子而明显降低对于病人的剂量，将明显可提供额外的好处。对于无生命物体的造影，光子的能量可以低到15至20keV，而一般医学造影光子能量接近30keV，而高能量造影光子能量高达600keV。
此一滤波方案可应用反射式及穿透式X光管。当使用穿透式X光管时，所必需的方式是要让有用的X光的量与较高能量的光子的量的比例最佳化。在医疗应用中，所必需的方式是要让有用的X光的剂量与病人所吸收的剂量最佳化，而且同时要减少较有用能带的能量高的光子的量。利用靶材的厚度无法使反射式X光管的光通量最佳化，因此，通过调整厚度或滤波材的组成以达到想要的结果是有限的。
技术实现要素：
本发明提供一种穿透式X光管，可通过滤波材料将不必要的辐射滤除。
本发明提供一种反射式X光管，可通过滤波材料将不必要的辐射滤除。
本发明提供一种穿透式X光管，该穿透式X光管包括一靶材及一滤波材料。该靶材包括至少一元素，该元素受激发后产生的X光包括Kα及Kβ的辐射能量，可照射一物体进行造影。该滤波材料可被该X光所穿过，该滤波材料具有一k边缘吸收能量，该k边缘吸收能量高于该元素的Kα辐射能量，但低于该元素的Kβ辐射能量。该滤波材料的厚度至少为10微米且少于3毫米。
在本发明的一实施例中，该靶材包括钪、钛、钒、铬、锰、铁、钴、镍、铜、锌、锗、钇、铌、钼、钌、铑、钯、银、锡、钡、镧、铈、钕、钆、铽、镝、钬、铒、铥、镱、镏、铪、钽、钨、铼、铱、铂、金、钍、铀或其组合，或由包含上述材料或其组合所形成的元素、化合物、合金、金属间化合物或复合材料。
在本发明的一实施例中，该滤波材料包括钛、钇、钆、钌、钒、钐、钕、钍、钬、钯、钴、铈、铌、钽、钼、铜、铬、铱、铒、铑、铕、铟、铪、铷、铥、锌、锑、铽、锆、锰、锡、铼、锶、钨、镍、镉、镓、锝、镏、镝、铁、镱或其组合，或由包含上述材料或其组合所形成的元素、化合物、合金、金属间化合物或复合材料。
在本发明的一实施例中，上述靶材的厚度介于5至500微米之间。
在本发明的一实施例中，上述穿透式X光管是用作一X光显微镜的一X光光源。
在本发明的一实施例中，上述穿透式X光管是用以获得医学造影的影像。
本发明提供一种反射式X光管，该反射式X光管包括一靶材及一滤波材料。该靶材包括至少一元素，该元素受激发后产生的X光包括Kα及Kβ的辐射能量，可照射一物体进行造影。该滤波材料可被该X光所穿过，该滤波材料具有一k边缘吸收能量，该k边缘吸收能量高于该元素的Kα辐射能量，但低于该元素的Kβ辐射能量。该滤波材料的厚度至少为10微米且少于3毫米。
在本发明的一实施例中，上述反射式X光管是用作一X光显微镜的一X光光源。
在本发明的一实施例中，上述反射式X光管是用以获得医学造影的影像。
当X光光子束所含的光子的能量刚好高于一滤波材料的k边缘值，该材料将会强烈地吸收该特定的光子束。如果发现一滤波物质的吸收边缘是介于入射X光光子束的Kα与Kβ线之间，那么此物质可以用来明显地降低Kβ线相对于Kα线的强度，因此该物质被定义为Kβ滤波材料。
本发明揭示一穿透式X光管，该X光管的靶材厚度是5-500微米，可以与选定的许多Kβ滤波材料组合，以提供同时将不必要的高能量及不必要低能量的X光滤除，滤除高能量的X光可改善影像品质，以及滤除低能量X光可降低病人在医疗应用所吸收的剂量。
本发明同样揭示应用于医疗造影以及非破坏性检验造影的一种反射式X光管及一种滤波材，该滤波材相对于例如是铝或铜等低Z滤波材，可以将剂量降低至一相当低的剂量而不会明显减少对造影有用的X光，且同时减少在反射式X光管的靶材k线以上的高能量光子。
厚的穿透式X光管的靶材以及反射式X光管的靶材是选自以下可能的的材料，这些材料包括但不限于钪、钛、钒、铬、锰、铁、钴、镍、铜、锌、锗、钇、铌、钼、钌、铑、钯、银、锡、钡、镧、铈、钕、钆、铽、镝、钬、铒、铥、镱、镏、铪、钽、钨、铼、铱、铂、金、钍或铀。
这些被选定的不同的Kβ滤波材的厚度大约10微米至3毫米。
本发明的Kβ滤波材可用于形成医学造影以及非破坏性检验的造影，医学造影包括但不限于病人乳房、胸腔、关节、四肢、头骨、腹部、肠胃道、导引高能量照射治疗的影像精准定位或于病人体内进行此种治疗的定位，而非破坏性检验的造影的物体包括但不限于电路板、锡球阵列电路、分散式电子元件、微机电系统(MEMS)装置、小动物、有机及地质样本、半导体晶片封装，以及众多其他用于不同产业的无生命物体。在许多非破坏性检验应用中，这些X光管及其所涵括的Kβ滤波材可应用于X光显微镜的X光光源。
本发明是有关于一种X光的造影，虽然其主要是用以解决医学造影的重大问题，但也可以应用在其他的方面包括对无生命物体非破坏性的X光造影。本发明可应用于使用反射式X光管、穿透式X光管、固态靶管及旋转阳极管的X光造影，以及在医学及非破坏性检验造影中的所有能量的X光。本发明揭示一种方法，在X光管输出光谱中减少低于或高于有用的X光能带的X射线。在X光的应用上，需要高密度的单色X光，而本发明揭示一种采用具有Kβ滤波材料的厚穿透式或反射式靶的组合物，此Kβ滤波材料的厚度将使X光靶的Kβ射线明显减少。在应用上，本发明使用滤波材料的X光管可用以提供X光显微镜的准单色X光光源。
为让本发明的上述特征和优点能更明显易懂，下文特举实施例，并配合附图作详细说明如下。
附图说明
图1是根据本发明一穿透式X光管的示意图，该穿透式X光管所产生X光经过过滤。
图2是根据本发明一反射式X光管的示意图，该反射式X光管所产生X光经过过滤。
图3是显示一穿透式X光管的输出光谱，该穿透式X光管具有一金属钆靶材并通过铝及铜过滤X光。
图4是显示一穿透式X光管的输出光谱，该穿透式X光管具有一20微米厚的金属钆靶材且无滤波材料。
图5是显示一穿透式X光管的输出光谱，该穿透式X光管具有一金属钆靶材且具有一金属钐的滤波材料。
图6是显示一穿透式X光管的光谱，该穿透式X光管具有一厚的金属钽靶材并以传统的低Z材料进行过滤。
图7是显示在无滤波材料时，一50微米厚的金属钽穿透式靶材与一100微米厚的金属钽靶材的光谱。
图8是显示一穿透式X光管的输出光谱，该穿透式X光管具有一厚度100微米金属钽靶材且具有一厚度80微米的金属镱的滤波材料。
图9是显示一反射式X光管的输出光谱，该反射式X光管是以标准的低Z值滤波材料进行过滤，并与加上80微米厚的金属镱滤波材料的光谱进行比较。
图10是显示一金属钼靶材的穿透式X光管经过滤后的输出，该穿透式X光管具有一金属铌滤波材料。
图11是显示一穿透式X光管的在三个不同厚度且由铥金属制成的滤波材料下的输出光谱，该穿透式X光管具有一钽金属靶材。
附图标记：
1：端部窗口阳极；
2：靶材金属箔片；
3、12：阴极；
4、10：电子束路径；
5：选择性对焦机构；
6：电源供应器；
7：真空壳体；
8：X光；
11：侧面窗口；
13：X光束；
14：阳极；
17～36：输出光谱。
具体实施方式
图1的穿透式X光管包含了一真空壳体7以及设置在壳体7端部露出于大气中的一端部窗口阳极1。一X光靶材金属箔片2则定位在端部窗口阳极1上。在一些X光管的端部窗口中，X光靶材与端部窗口是以相同的材料制成，避免X光穿过不同端部窗口材料的问题。当一较厚的靶材强固到足以支撑X光管的真空，不同的端部窗口材料是不必要的。一电子或是光子激发的阴极3射出电子，这些电子会沿着电子束路径4被加速并且打击阳极靶材而产生X光。电源供应器6连接在阴极及阳极之间以对电子束提供加速力。产生的X光8通过端部窗口而逸出X光管。一选择性对焦机构5基本上是利用电性偏压，使电子束聚焦向上、向下或聚焦在靶材的一个点上。该点在靶材表面最大的尺寸即差不多是焦点的大小。X光包含了Kα及Kβ特性的辐射，其对于靶材中至少一元素有着独特的关联。在本发明一较佳实施例中，具有靶材厚度达到5微米或200微米的穿透式X光管则被定位在一端部窗口上。当靶材金属箔片及端部窗口是相同的材料时，其厚度可以达到500微米。在本发明一较佳实施例中，是通过厚度从10微米至3毫米的一Kβ滤波材料对一穿透式X光管的输出辐射进行过滤。
图2为一反射式X光管的示意图，包括有一真空壳体，其中一阴极12及一阳极14位于真空壳体中。阳极14包括一设置在一基板上的X光靶，基板可移除X光照射阳极时产生的热能。电子由阴极射出。一电源供应器6连接在阳极与阴极之间，用以提供一电场，沿着一电子束路径10对由阴极射出的电子进行加速，使电子打击阳极14的一个点，而产生一X光束13，该X光束13经由一侧面窗口11而射离X光管。电子束照射在靶材上，反射式X光管可以从靶材的同一侧收集到产生的X光。通过靶材所产生的X光照射在物体上以产生影像，此X光同时包含的Kα及Kβ性质的射线对于靶材中至少一元素是有独特相关性的。在本发明一较佳实施例中，一穿透式X光管的输出通过一Kβ滤波材进行过滤，Kβ滤波材的厚度介于10微米至3毫米。
开放的穿透式X光管基本上是用于对电子电路以及其他高解析度应用的造影，并且当物体的影像需要较高的倍数时，可作为替代性的X光光源。封闭的穿透式X光管封住真空，而开放的或抽气的穿透式X光管具有一真空帮浦用以连续抽成真空，通常用以经常取代无法操作的管件。为达成本发明的目的，穿透式X光管同时包括开放的及封闭的穿透式X光管，但排除例外说明的部分。
除非特别说明，否则特定的X光管的光谱资料是由Amptek公司型号XR-100的设备所测得，该设备具有一个1mm厚的镉碲感测器及10mils(千分之一英寸)厚的铍滤波材。感测器的设置距离X光管有1公尺，实验采用不同的X光管电流及不同的曝光时间。
制成Kβ滤波材料的元素的k吸收边缘值介于X光靶材的Kα线与Kβ线之间，此X光靶材可用于一穿透式X光管或是一反射式X光管。以下表1针对每一种可能采用的靶材进行说明，这些材料可以形成本发明的一个适当的Kβ滤波材料。
表1：用以作为穿透式X光管的Kβ滤波材的各种材料
图3表示一具有一钆靶材为20微米厚的穿透式X光管。对此X光管施加的电压为80kVp(kilovolt peak)。标号17表示除了本身厚钆靶材的滤除外而未经滤波的X光管的输出光谱。虽然靶材的厚度是20微米，但是靶材的厚度可以从少于5微米到几百微米。标号18表示与上述相同的X光管经由一低Z值1.5毫米厚的铝滤波材过滤后的输出光谱。标号19表示经由一9毫米的铝等效厚度所过滤后的输出光谱。使用靶材钆以及传统的低Z值的滤波方式将无法提供低剂量且同时充足的光通量，以可使用例如碘或钡的影像对比剂。
图4表示由一具有厚度20微米的钆靶材且施加管电压80kVp(标号20)及90kVp(标号21)的穿透式X光管的输出光谱，该输出光谱除了经本身厚的穿透靶材的过滤外，并无被其他的滤波材料所过滤。钆靶材所产生的X光可以用来显影钡的显影剂，因为在42.7kev时(钆的Kα值)，钡的质量吸收系数为22.4cm2/gm。钆靶材所产生的X光也可以用来显影碘的显影剂，因为在42.7kev时，碘的质量吸收系数为18.46cm2/gm。钆是一个产生Kα辐射非常好的来源，可在进行造影时对任何钡及碘的显影剂提供明显的对比度。通过增加钆靶材的厚度，对于输出光谱可以达成额外的自身滤波作用，而且在42.7kev下有用的光通量只有少部分的减损。
图5是说明本发明一较佳的实施例。参考表1，金属钐可以视作一种具二Kβ值的滤波材料。利用厚度50微米的钐来过滤上述穿透式X光管其20微米厚的钆靶材的输出光谱。图5代表钐滤波材料应用在钆输出光谱上的数据，其中管电压为90kVp。标号22显示在管电压90kVp下钆靶材未经过滤的光谱。标号23显示50微米厚的Kβ滤波材料钐如何减少每一能带的光子数。钆的Kα能带仅减少10％，而在40-50kev(钆的Kβ值是48.69)能带上的能量减少了将近40％。在低于35kev光子能量中，光子数减少58％，能使病人所受辐射剂量明显降低，而45kev至90kev的输出能量中降低了30％，减少在造影过程中不想要的的高能量光子所造成的对比退化的情况。虽然在此是以厚度20微米的金属钆靶材作为例子，但是靶材的厚度可以从5微米到200微米。滤波材料的厚度可以减少到10微米而其结果具有较少的过滤作用但较强的Kα输出，或者，如果钆靶材有100微米厚或更厚，滤波材料的厚度可以厚达3毫米，此X光管的加速电压则可高达150kVp。
图6是一穿透式X光管的输出光谱的代表图，其中穿透式X光管具有一75微米厚的钽金属靶材，在管电流50微安培下进行操作，并具有一基本上应用于医疗造影的9毫米等效铝滤波材料。标号24表示未过滤的输出光谱，而标号25表示通过一低Z值滤波材料所过滤的输出光谱，该低Z值滤波材料具有该9毫米等效铝滤波材。在从0到40kev的低能量光子带中，X光光子减少了60.5％，明显地降低无用的低能量X光，避免对病人造成辐射伤害。然而，同时范围在40至70kev间有用的X光降低了60％。在70kev以上会减损影像的对比度的X光减少了26.7％。然而，相较于有用的X光减少了60％，高能量X光则是占了较高的比例。高能量的X光在未过滤的输出光谱中的比例由12.2％增加到在已过滤的输出光谱中的19.3％。因此，低Z值的滤波材料虽能有效地减少病人吸收的辐射剂量，同时也降低了大部分有用的X光。使用了滤波材料后，使得大约在70kev左右的高能量光子的作用变差。
值得注意的是，具有一75微米厚的穿透式靶材的穿透式X光管，由于X光在逸出窗口之前必须穿过厚的靶材，因此通过其本身对X光的过滤作用可明显减少低能量的辐射。
虽然对于能量低于40kev的X光光子能量作出比较，但是为获得高品质的影像，能量介于30至40kev之间的X光的应用也非常重要。同样地，任意选择40-70kev有用的X光能量则展示了本发明的概念。在医学上或是在非破坏性检验上，每一种造影的应用都会有其本身对于有用或无用的X光射线的定义。在可行的管电流的限制下，本发明滤波的技术将用于使有用的X光最佳化，并减少不要的、无法贡献于X光造影品质的X光光子。
表2
图7说明一具有厚靶材金属片的穿透式X光管的自身滤波特性。标号26表示一穿透式X光管的光谱，该X光管具有厚度50微米的靶材。标号27表示一穿透式X光管的光谱，该X光管具有一厚度100微米的靶材。上述二X光管皆是在100kVp及50mA下进行操作。以上的表2归纳出每一X光管在小于40kev的能带、40至70kev的能带及70至100kev的能带中的光子数。
其中在40-70kev的能带中有用的X光减损了大约34.5％，在能带低于40kev而被认为会增加病人辐射剂量的X光减少了72％。另外，能带在70-100kev的X光减少了48％，明显多于有用的X光的损失。
在本发明一较佳实施例中，在现有的具自身过滤作用、厚度100微米的靶材上外加一滤波材料。选自表1的滤波材料可以是镏、铥、镱其中之一。图8表示在一穿透式X光管的光谱中每一能带的光子数，其中该X光管具有100微米厚的钽金属靶材，并在管电压100kVp及管电流50微安培下进行操作。标号28表示无外加滤波材料的资料，而标号29显示经厚度80微米的镱金属滤波材料过滤后的输出光谱。以下的表3归纳两光谱之间的差异。
表3
能量在40kev以下不想要的X光光子数的量额外地少了68.7％，如此使得对于病人有伤害的辐射剂量明显减少。此一减少相对的使得能量在40至70kev有用的X光光子数的量减少了29.4％，但是相对于能量在40kev以下的剂量减少的百分比，有用的X光减少的百分比是相当少的。由于镱金属滤波材料造成有用的X光的能量损失，在能量高于70kev的部分也产生光子数量的净损失。未显示在图8之中的，是由有用的X光所贡献多出的部分，这是因为在61.332kev以上(镱金属的k边缘值)被吸收的能量被转换成镱金属的Kα的X光，因为当镱原子发出荧光时，镱金属具有一52.4kev的Kα值。将厚度80微米的镱滤波材料与厚度100微米的钽靶材在电压100kVp下一起使用，此仅仅是作为解释过滤原则的一个方式，此种过滤原则能够利用不同的滤波材料、不同的X光管电压、不同的滤波材料厚度、不同的穿透式靶材厚度以及不同的穿透式靶材，而发展出一套滤波的方案，明显优于利用低Z值材料诸如铜及铝来进行X光的过滤以进行X光造影。
当无生命的物体利用本发明的X光进行造影时，更多的重点是在于，其所提供的X光其能量高于用以产生高品质影像所需的X光的部分是较少的。这些较高的能量会减少影像的对比度。
在本发明另一较佳实施例中，则是说明了由具有钨金属靶材以及利用传统铜及铝等低Z值材料进行滤波的一反射式X光管所产生的输出光谱。利用原子数较低但接近靶材的高Z值的滤波材料则提供了相当有效率的滤波作用，使得有用的辐射的剂量有最小的损失。
图9表示一传统反射式X光管的X光通量的分布图。标号31代表一反射式X光管的光谱输出图，此反射式X光管具有一钨靶材并在管电压120kVp及管电流3Ma下进行操作。此输出光谱是经由相当于9mm铝的传统低Z值滤波材料所过滤。标号30显示利用本发明一滤波材料进行进一步的波长过滤后所计算出来的结果。参考表1，对应金属钨的滤波材料包括铪、镏、镱及铥。选择金属镱作为滤波材料，厚度为80微米。从表1中选择一Z值高于金属镱的靶材，将可以让原本的能量输出转变到一较高能量的状态。
表4清楚地显示能量低于40kVp的光子数进一步减少了74.8％，相当程度降低了病人接收到的X光的辐射剂量，而有用的X光的量仅减少38％。虽然这些资料的取得是采用本发明的低Z值过滤方法及过滤技术，但是此低Z值的过滤方法可以用本发明所提出的一种滤波材料加以取代，并且有相当不错的效率的改善。此滤波材料将发出自身的k线荧光辐射，这些荧光辐射并不包括在图9之中，图9显示仅增加在有用范围40-70kVp内的光子的总输出量，并减少管电流的量，以获得相同品质的影像。
表4
在本发明一较佳实施例中，与穿透式X光管或反射式X光管的靶材相匹配的一Kβ滤波材料是用以作为医疗造影的一X光光源，此医疗造影包括但不限于病人乳房、胸腔、关节、四肢、头骨、腹部、肠胃道、导引高能量照射治疗的影像精准定位或于病人体内进行此种治疗的定位。
在本发明另一较佳实施例中，与穿透式X光管或反射式X光管的靶材相匹配的一Kβ滤波材料是用以作为材料及生物样本的非破坏性检验的造影的准单色X光光源，材料及生物样本包括但不限于电路板、锡球阵列电路、分散式电子元件、微机电系统(MENS)装置、发光二极管、锂电池、小动物、有机及地质样本、半导体晶片封装，以及众多其他用于不同产业的无生命物体。众多的应用包括作为X光显微镜的X光光源。
图10表示本发明的一实施例。一具有一50微米厚的金属钼靶材的穿透式X光管测量到其管电压为60kVp。在没有外加滤波材料的情况下，金属钼X光管的光谱32包含了Kα的光子数13,409个及Kβ光子数是4,076个。当另外一50微米厚的金属铌滤波材料被装设上去，此金属铌滤波材料是选自表1并作为Kβ滤波材料，则可以算出Kα辐射光子数减少到5,862个，而Kβ辐射光子数减少到98个。采用厚的金属钼穿透式X光管及一厚度50微米的铌Kβ滤波材料，则在光谱33中Kα的辐射线可以减少2.2倍，而Kβ的辐射线可以减少41.6倍。
对于从20-25kev的整个能带32仅具有37个光子数。这表示从一金属钼X光管中产生了一个非常精纯的单色Kα辐射。虽然在此是以金属钼与金属铌作为一个例子，但是也可以采用表1中其他靶材及Kβ滤波材料中的任何材料。
图11是显示本发明一穿透式X光管的输出光通量，该穿透式X光管具有一50微米厚的钽金属靶材以及本发明的三个不同Kβ值且由铥制成的滤波材料，其中管电压为90kVp，管电流50是50微安培。在这些滤波材料安装后对光谱进行量测。此三个滤波材料厚度分别是25微米(标号34)、50微米(标号35)及75微米(标号36)。相较不想要的Kβ光通量以及低能量光子的量，其中包括大部分从15到40kev无法用以造影的剂量，以下表5说明过滤后有用的Kα的X光射线的量。
表5
当金属铥滤波材料的厚度由25微米增加至75微米时，有用的Kα射线仅减少大约22％，相较于不想要的Kβ射线以及从15到40kev的较低能量，分别大约减少了40％及大约43％。通过本发明单一的滤波材料，可以达成减少低能量光子及高Kβ值的光子量想法，本发明将可对于病人所接受到的剂量提供明显的改善。这里所采用的材料厚度仅是作为说明的目的而已，非常明白的是，使用不同厚度的滤波材料可以产生不同的效果。任何有用的X光能量的减损可以藉增加管流而得到补偿。在允许的范围内，管电流的增加有其限制，会视照射在穿透式X光管的靶材上的焦点上的总能量。
虽然本发明已以实施例揭示如上，然其并非用以限定本发明，任何所属技术领域的普通技术人员，当可作些许更动与润饰，而不脱离本发明的精神和范围。