Создание, исследование и применение источников рентгеновского излучения на основе Х-пинчей для проекционной рентгенографии и абсорбционной спектроскопии плазменных объектов

СОДЕРЖАНИЕ
ВВЕДЕНИЕ 6
ГЛАВА 1. Методы рентгенографии и источники рентгеновского излучения. 9
1.1. Методы рентгенографии. 9
1.1.1. Контактный способ получения рентгеновского изображения с высоким пространственным разрешением. 11
1.1.2. Метод проекционной рентгенографии. 12
1.2. Источники излучения для проекционной рентгенографии. 14
1.2.1. Горячие точки в «вакуумной искре» и других пинчах. 15
1.2.2. Рентгеновские трубки. 16
1.2.3. Синхротронное излучение. 20
1.3.11рименение метода фазового контраста в рентгенографии. 20
1.4. Создание точечного источника излучения на основе обскур
и лазерной плазмы. 23
ГЛАВА 2. Характеристики Х-пинча как источника излучения для рентгенографии. 26
2.1. Сильноточные генераторы, используемые в экспериментах. 29
2.2. Метод проекционной рентгенографии на основе Х-пинчей. 31
2.3. Пространственная структура и размер излучающей области Х-пинчей. 35
2.3.1. Структура и размер источника в области вакуумного ультрафиолета (ВУФ) и мягкого рентгеновского излучения с энергией квантов до 1 кэВ. 37
2.3.2. Структура и размер источника в области рентгеновского излучения с энергией квантов до 10 кэВ. 41
2.3.3. Исследование пространственной структуры и размера источника излучения методом проекционной рентгенографии. 49
2.4. Яркость источника излучения. 58
2.4.1. Пространственная направленность излучения. 60
2.4.2. Длительность вспышки излучения, измеренная при
помощи алмазных фотодетекторов (ФПД). 61
2.4.3. Длительность вспышки излучения, измеренная при помощи
2
рентгеновского хронографа с высоким временным разрешением. 63
2.4.4. Энергетические характеристики источника излучения. 68
2.5. Спектрально-пространственные характеристики источников излучения в Х-пинче. 75
ГЛАВА 3. Создание многокадровой системы проекционной рентгенографии на основе горячей точки Х-пинча. 87
3.1. Параллельные X пинчи в сильноточном диоде. 87
3.1.1. Два и три в Х-пинча диоде на установке ХР. 87
3.1.2. Измерения временных характеристик излучения горячих точек в экспериментах с параллельными Х-пинчами в сильноточном диоде. 100
3.1.3. Два многопроволочных Х-пинча в диоде установки COBRA. 104
3.1.4. Параллельно-последовательные Х-пинчи на
установке COBRA. 106
3.2. Параллельные Х-пинчи в цепи обратного тока. 107
3.2.1. Два Х-пинча в цени обратного тока на установке ХР. 108
3.2.2. Один и два Х-пинча в цепи обратного тока
на установке MAGPIE. 110
3.2.3. Два Х-пинча в цепи обратного тока на установке COBRA. 113
3.2.4. Пятикадровая система STAR на установке COBRA. 119
ГЛАВА 4. Новые направления развития Х-пинчей и сильноточных генераторов. 124
4.1. Кассетные Х-пинчи. 124
4.2. Симметричные многослойные Х-пинчи с мегаамперным током. 132
4.2.1 Симметричные многослойные Х-пинчи в качестве основной нагрузки
генератора COBRA. 132
4.2.2 Два симметричных многослойных Х-пинча в диоде с мегаамперным током. 152
4.3. Гибридный Х-пинч. 155
4.3.1. Конструкция гибридного Х-пинча и диагностики, используемые для его исследования. 158
4.3.2. Использование гибридного Х-пинча в качестве основной нагрузки для проекционной рентгенографии. 161
3
4.3.3. Применение гибридного Х-пинча в качестве источника излучения в разных схемах проекционной рентгенографии плазменных объекте. 181
4.4. Источник субнаносекундных импульсов мягкого рентгеновского излучения на основе X- пинча и малогабаритного генератора тока. 189
4.4.1. Источник МРИ для проекционной рентгенографии
на основе Х-пинчей на генераторе МИНИ. 191
4.4.2. Гибридные Х-пинчи на генераторе МИНИ. 201
4.5. Параметры масштабирования для оптимизации Х-пинчей. 205 ГЛАВА 5. Исследования динамики взрыва и измерение параметров плазмы одиночных проволочек и малопроволочных линейных сборок при помощи проекционной рентгенографии и рентгеновской абсорбционной спектроскопии. 208
5.1. Образование, структура и разлёт керна и короны при взрыве одиночных проволочек и линейных сборок при токах до 100 кА
на проволочку. 208
5.2. Метод измерения плотности материала взорванных проволочек. 217
5.2.1. Описание метода и анализ. 218
5.2.2 Результаты измерения плотности плазмы короны
для одиночных проволочек и линейных сборок с током выше 50 кА на проволочку. 223
5.3. Образование и структура керна при взрыве одиночных проволочек
при токах от 1 до 10 кА. 226
5.4. Использование непрерывного излучения ГТ Х-пинчей в качестве зондирующего излучения для рентгеновской абсорбционной спектроскопии (РАС) плазмы взорванных проволочек. 238
5.4.1. РАС со сферическим кристаллом кварца. 240
5.4.2. РАС с плоским кристаллом КАР. 249
ГЛАВА 6. Рентгенографические исследования в цилиндрических проволочных сборках. 253
6.1. Результаты рентгеноірафичсских исследований на установке MAGPIE. 253
6.2. Результаты рентгенографических исследований цилиндрических проволочных сборок на установках ХР и COBRA. 259
6.2.1. Структура кернов проволочек и локальная корона. 260
6.2.2. Динамика расширения кернов проволочек в цилиндрических проволочных сборках. 267
6.2.3. Глобальная корона и образование предвестника. 272
6.2.4. Измерения плотности плазмы и ее распределения в цилиндрических проволочных сборках. 278
Заключение. 285
Литература. 287
5
ВВЕДЕНИЕ
Диагностика быстро изменяющихся объектов, образующихся при взрывах любых нагрузок, помещенных в сильноточный диод, а также любых других плазменных объектов, например лазерной плазмы, является очень сложным процессом, требующим высокого разрешения во времени или пространстве, а лучше во времени и пространстве [1,3-6]. Трудности регистрации подобных процессов усугубляются также излучением самой нагрузки, которое обычно охватывает все области излучений, от инфракрасного до жесткого рентгеновского излучения. Возможность получения изображения такой нагрузки в выбранный момент времени дает широкие возможности для исследования структуры и динамики исследуемого объекта, а с помощью специальной методики [2] дает возможность измерения плотности.
Отбрасывание тени, представляет собой самый простой метод получения изображений, при этом излучение не отражается и не преломляется в каком-либо оптическом устройстве. Пространственное разрешение при этом не зависит от какой-либо апертуры и ограничено зернистостью пленки, при контактных способах изображений, и размерами источника и френелевской дифракцией в методе проекционной рентгенографии [3]. К сожалению, к большинству подобных объектов невозможно приблизить как источник зондирующего излучения, так и регистрирующее устройство, поэтому для теневого изображения плазменных объектов подходит только метод проекционною зондирования.
Широко используемое проекционное зондирование плазменных объектов при помощи лазерного излучения и построение оптических теневых изображений, обеспечивает хорошее временное и пространственное разрешение, но не проникает внутрь плотного объекта, а дает информацию только о его поверхностных слоях [1,4]. К тому же при очень высоком временном разрешении, которое обеспечивается современными лазерами, пространственное разрешение лимитируется применяемыми оптическими элементами и составляет обычно несколько десятков микрон, что не всегда достаточно для данных объектов [1,4].
Известно, что получить изображение строения какого-либо объекта можно только в том случае если длина волны используемого излучения не превышает размеры деталей данного объекта, а поглощение в объекте является не слишком большим или слишком малым. Например, жесткое рентгеновское излучение с длиной волны (л < 1Л) недостаточно поглощается тканями
6
толщиной в несколько микрон или плазменным объектом. Поэтому, для получения изображения исследуемых объектов с микронным пространственным разрешением лучше всего подходит область мягкого рентгеновского излучения (МРИ) с длиной волны от 20 до I А (согласно классификации, данной в [6]).
Для проекционного теневого изображения объектов в рентгеновском излучении (проекционной рентгенографии) требуется яркий источник мягкого рентгеновского излучения (МРИ) [3], то есть источник маленького размера, но с большой интенсивностью излучения, дающий короткую вспышку излучения. В данной работе мы покажем, что изучаемый автором и его коллегами на протяжении последних 20 лет Х-пинч [7], является, на сегодняшний день, идеальным источником МРИ для проекционной рентгенографии и других проекционных диаг ностик, например, проекционной рентгеновской абсорбционной спектроскопии.
Следует отметить, что исследования Х-пинча, как физического объекта, включая генерацию излучений различных энергетических диапазонов, происходило с конца 80-х годов прошлого века, когда было предложено скрестить две проволочки в высоковольтном диоде сильноточного ускорителя [6, 7, 9-12].
Нашей задачей является исследование Х-пинча как источника излучения для проекционной рентгенографии, исследование параметров источника излучения и их оптимизация, разработка различных многокадровых систем рентгенографии, и новых конфигураций Х-пинчей, обеспечивающих стабильную работу Х-пинчей в разных экспериментальных условиях и увеличение яркости источника излучения.
Главной задачей наших исследований является применение Х-пинча для проекционной рентгенографии объектов, образующихся в результате высоковольтною наносекундного взрыва микронног о размера проволочек, проволочных сборок или фольг, а также самих Х-пинчей [2, 10-19]. Как будет показано ниже, в некоторых случаях, метод проекционной рентг еног рафии является единственной диагностикой, дающей как качественную, так и количественную информацию об исследуемом объекте. Следует отметить, что для исследования подобных быстроизмсняющихся объектов с тонкой внутренней структурой нужно получать их изображения с высоким пространственным и временным разрешением.
Использование зондирующего излучения точечного источника Х-пинчей с кристаллами позволяет получать двумерное изображение поглощающего исследуемого объекта, причем в одном направлении формирование изображения происходит по схеме точечного проецирования. В
7
ортогональном направлении (в плоскости дисперсии кристалла г) каждая часть изображения формируется излучением с разной длиной волны (т.е. на пространственное разрешение налагается разрешение спектральное). Проекционная абсорбционная спектроскопия не всегда применима и не является основной задачей исследований, но такая диагностика весьма полезна, так как позволяет получать не только рентгенограмму исследуемого объекта, но и измерить его температуру, а при некоторых условиях и плотность, поэтому мы ее включили в наши исследования.
Исследования биологических объектов методом проекционной рентгенографии [20, 21] также является актуальной задачей, которая не требует высокого временного разрешения, но в некоторых случаях необходимо даже более высокое пространственное разрешение, чем для исследования плазменных объектов, и довольно часто требуется большая жесткость излучения. Но не является основной в наших исследованиях.
Данная работа будет посвящена в основном исследованию объектов взрыва различных нагрузок в сильноточных диодах. В данной работе мы покажем, что непрерывное излучение горячей точки, образующаяся в процессе взрыва проволочек Х-пинчсй [10, 22-27], является идеальным источником для построения проекционных изображений в МРИ с микронным пространственным и субнаносекундным временным разрешением. К тому же, как будет показано ниже, ГТ в Х-пинче локализована в пространстве с точностью порядка 100 - 200 мкм и способна обеспечить поле зрения любой величины. Единственным физическим ограничением здесь является яркость ГТ, а техническими - площадь приемника излучения и геометрия установки.
Ниже мы дадим краткий обзор методов рентгенографии и источников рентгеновского излучения, применяемый как в традиционной, так и проекционной рентгенографии как плазменных, так и биологических объектов. Мы покажем, что при всем многообразии источников рентгеновского излучения и их многочисленных достоинствах ни один из них нс обладает всем набором качеств, присущих ГТ Х-пинча.
Научная новизна работы заключается в том что:
1. Впервые реализованы источники мягкого рентгеновского излучения для проекционной рентгенографии и рентгеновской абсорбционной спектроскопии на основе непрерывного излучения горячей точки Х-пинчей. Предложены и реализованы конфигурации Х-пинчей для сильноточных генераторов различных конструкций, работающих в широком диапазоне выходных параметров.
8
2. Сформулированы основные требования к Х-пинчам, необходимые для их использования в качестве источников излучения для проекционной рентгенографии. Для каждой конфигурации Х-пинчей найдены условия, необходимые для создания единичного источника излучения с 11редельными параметрам и.
3. Установлены основные закономерности и параметры масштабирования начальных параметров при работе Х-пинчей на различных установках.
4. Разработаны и реализованы схемы многокадровой проекционной рентгенографии плазменных объектов и методы количественных измерений массы вещества в разрядном канале взрывающейся проволочки и проволочной сборки.
5. Впервые детально исследована структура разрядного канала при наносекундном взрыве одиночного проводника и проволочной сборки. Экспериментально доказано существование сложной структуры керн-корона разрядного канала. Впервые определено состояние керна как устойчивого физического объекта, находящегося в гетерогенном состоянии.
6. Разработаны и реализованы методики измерения параметров вещества взрывающихся проволочек с помощью рентгеновской абсорбционной спектроскопии с микронным пространственным, субнаносекундным временным и сверхвысоким спектральным разрешением.
ГЛАВА 1
Методы рентгенографии и источники рентгеновского излучения.
1.1 Методы рентгенографии
Традиционной рентгенографией называется теневое изображение трёхмерного объекта в рентгеновском излучении (РИ) на двумерной поверхности Огромные преимущества рентгенографии стали понятны сразу же после открытия РИ. Сегодня рентгенография играет ключевую роль во многих областях науки и техники таких как: промышленный анализ, медицина, материаловедение, химия, физика, био-медицинские исследования и т. д. РИ глубоко проникает внутрь исследуемого объекта и может производить изображения внутренней структуры объекта без его разрушения. Из-за очень коротких длин волн РИ, можно производить исследования микроскопических объектов. Рентгеновское излучение стало применяться для получения изображения человеческого тела и других объектов практически со времени его открытия.
9
Например, первая в России действующая рентгеновская установка начала работать в военном госпитале, носящем в настоящее время Главного военно-клинического госпиталя им. Н. И. Бурденко, в 1903 году - через 8 лег после открытия Вильгельмом Конрадом Рентгеном излучения его имени в 1895 [28].
В традиционной рентгенографии, используемой для различных целей уже более 100 лет, построение теневого изображения исследуемого объекта базируется на разнице в поглощении РИ разными частями объекта. В данном случае детектор, на котором строилось теневое изображение, должен помещаться сразу же за исследуемым объектом (контактный метод) иначе изображение получится смазанным за счет размера источника (Рис. 1.1.1а). Поглощение РИ зависит от плотности материала, через который оно проходит, и больше у материалов с большим атомным номером. Такая схема широко применяется во всех вышеперечисленных областях применения, но не является идеальной, потому что для получения достаточного контраста в изображении требуются большие дозы излучения и длительное время облучения, что является нежелательным при исследовании человеческого тела или других живых организмов. К тому же при длительном времени облучения невозможно исследовать быстро изменяющиеся структуры, а отсутствие увеличения не позволяет исследовать микрообъекты или мелкие детали в крупных объектах. Поэтому метод рентгенографии совершенствуется во всех областях его применения, исходя из поставленных задач.
Рис. 1.1.1 Основные схемы рентгенографии: контактная (а); проекционная (б)
Обзор всех возможных способов и источников рентгенографии просто невозможен в одной работе, поэтому, здесь мы в основном остановимся на методах, которые обеспечивают высокое пространственное разрешение.
Широко известны два метода рентгенографии, дающие высокое пространственное разрешение: это контактный метод микрорентгенографии и метод проекционной рентгенографии [3]. Основным методом, обеспечивающим высокое разрешение, является метод точечной проекционной рентгенографии, т.е. рентгенографии от небольшого (в идеале точечного), но яркого источника излучения (Рис. 1.1.16). При этом возможно получение изображение объекта с большим увеличением и высоким пространственным разрешением.
а.
Объект
Источник
Фильтр Регистратор
10
В общем случае высокая яркость является наиважнейшей характеристикой источника, но в зависимости от конкретных применений любая другая характеристика становится наиболее важным свойством источника излучения. Для проекционной рентгенографии важнейшей характеристикой является размер источника излучения. К вопросу о важнейших характеристиках источников излучения мы вернемся в ГЛАВЕ 2 и рассмотрим основные характеристики источников излучения в применении к точечному источнику излучения на основе Х-пинча, что является главным объектом данной работы.
Высокое пространственное разрешение может быть достигнуто также при контактном методе изображения, при котором приемник излучения располагается в непосредственном контакте с изображаемым объектом.
Ниже приводятся методы рентгенографии с высоким пространственным разрешением, а также источники излучения, используемые для достижения высокою пространственного разрешения, чтобы показать состояние и возможности высокоразрешающей рентгенографии до появления источника излучения на основе Х-пинча.
1.1.1 Контактный способ получения рентгеновского изображения с высоким пространственным разрешением.
До 1948 года рентгенография микрообъектов высоким пространственным разрешением осуществлялась контактным способом с применением пленок с высоким пространственным разрешением. В качестве источников излучения применялись рентгеновские трубки, работающие в области мягкого рентгеновского излучения с напряжением на катоде < 10 кэВ. Полученное изображение объекта затем рассматривалось в микроскоп. Эта область рентгенографии называется микрорентгенографией. Данный метод ввёл Гоби [29], впервые получивший изображения биологических объектов с увеличением равным 25. Метод оказался весьма полезным для многих областей биологии, медицине, химии, металлографии и металлургии. Применение специальных эмульсий с зерном ~1мкм и мягкого рентгеновского излучения позволило получить изображение, например, гистологических срезов с увеличением равным 600 [30].
Микрорентгенография стала широко применяться в медицине, где она дала возможность стереоскопического изображения капилляров, трубок и протоков, заполняемых средой для лучшей контрастности [30, 31]. В металлургии, например, микрорентгенография применялась для установления внутренних границ зерен, для обнаружения мелких трещин и т.д. [32]. В силу своей
II
простоты и возможностей разнообразного применения, контактная микрорентгенография продолжает развиваться как метод, полезный в тех случаях, когда достаточно пространственного разрешения, даваемого оптическим микроскопом и когда по тонкому срезу можно сделать заключение обо всём объекте.
В качестве примера развития метода контактной рентгенографии с использованием современных источников и приемников излучения рассмотрим метод, предложенный и осуществленный во Фраскати (Италия) [33, 34]. В данном случае применялось ультрафиолетовое и мягкое рентгеновское излучение. В качестве источника излучения в диапазоне от 0,05 до 1,5 кэВ использовалось излучение гак называемого «рентгеновского» лазера или лазерной плазмы [33, 34], получаемой при фокусировке лазерного излучения на мишени. В данном методе в качестве приёмника излучения использовались кристаллы ЫР, в которых под действием ультрафиолетового или мягкого рентгеновского излучения образовывались центры окрашивания, причем интенсивность окрашивания зависит от интенсивности излучения. Следует отметить, что к настоящему времени это единственный способ получения изображения с очень высоким пространственным разрешением в столь мягкой области излучения. Собственно источником излучения может быть любой источник, интенсивно излучающий фотоны с энергиями от 20 до ВОООэВ, поскольку чувствительность кристалла не велика. Согласно работе [33], вложенная в кристалл энергия излучения, на 90 процентов лежащего в ультрафиолетовом диапазоне должна быть на уровне ЬмДжУсм2 или 100 кДж/см3, что является очень высоким уровнем энергии. Чувствительность пленок, например Кобак ОЕЕ [35] или Кос1ак Вютах М8 [36, 37] на много порядков выше. Поскольку это контактный способ изображения, к тому же требующий больших потоков энергии, данный способ не подходит для регистрации плазменных объектов, но из данных экспериментов можно сделать вывод, что метод контактной рентгенографии развиваегся и в настоящее время.
1.1.2. Метод проекционной рентгенографии.
Для получения увеличенного изображения объекта следует отделить объект от приёмника излучения. Этот метод получения изображения называется теневой проекционной рентгенографией. Этот метод впервые был применен Зивертом [38] и усовершенствован Косслстом и Никсоном [39]. Но для данного метода нужен яркий источник излучения маленького
12
размера, чтобы получать контрастное изображение исследуемого объекта на большом расстоянии от источника. Наименьшее расстояние, разрешаемое при проекционной рентгенографии, определяется совместно полутенью, даваемой источником, (см. Рис. 1.1.26,в) и френелевской дифракцией [3].
О 1 _
, СУпОМ . М=(а-»Ь)/а
1
О 1
Рис. 1.1.2 Схема проекционной рентгенографии от точечного источника (а); от источника диаметром (1 (б) (в приближении лучевой оптики); схема проекционной рентгенографии от точечного источника с учетом дифракции на непрозрачном объекте (в) и интерференции на полупрозрачном объекте (г).
С появлением очень маленьких источников излучения (точечных источников) влияние эффекта полутени уменьшается и в некоторых случаях пространственное разрешение проекционной рентгенографии в основном определяется дифракцией излучения [40, 41].
При проекционном изображении объекта, толщиной которого можно пренебречь, расстояние до первого фрснслевского максимума довольно точно определяется формулой: г = К (IX.)0-5 , где К=((М-1)/М2)0'5, а М- увеличение изображаемого объекта равное (а+Ь)/Ь , 1 -расстояние от источника до объекта, X-длина волны излучения, используемого для изображения.
13
Пели край объекта сместить на расстояние г/К, то теневое изображение края объекта едва можно будет отличить от его изображения до смещения. Следовательно, величину А =г/К ~ (IX)0-5 можно считать пределом пространственного разрешения метода: определяемого фрснелевской
дифракцией [3]. Приближая исследуемый объект к источнику излучения, и уменьшая длину волны излучения, можно добиться в проекционной рентгенографии очень высокого пространственного разрешения. При высокой яркости источника излучения можно, увеличивая расстояние до приемника, получить очень большое увеличение, позволяющее получить детальное изображение исследуемого объекта. Чтобы получить также и высокий контраст изображения, длина волны излучения также должна выбираться конкретно для каждого объекта, поскольку поглощение зависит от его плотности и материала. Таким образом, для высококонтрастной и высокоразрешающей проекционной рентгенографии нужен маленький источник, интенсивно излучающий в широком диапазоне длин волн. А для получения высокого временного разрешения, чтобы исследовать динамику быстроизменяющегося объекта, источник должен быть импульсным. К факторам, влияющим на пространственное разрешение метода проекционной рентгенографии, мы вернемся ниже в ГЛАВЕ 2.
Ниже мы дадим краткий обзор источников излучения, параметры которых хотя бы частично удовлетворяют вышеперечисленным свойствам, т. е. источникам, обладающим высокой яркостью и позволяющим получать проекционные изображения объектов в МРИ с высоким пространственным и временным разрешением.
1. 2 Источники излучения для проекционной рентгенографии.
К настоящему времени известны несколько более или менее точечных источников РИ, используемых для изображения различных объектов, но не один из известных источников не обладает одновременно высокой интенсивностью, малыми размерами, малой длительностью и однородностью излучения, а также разумной эффективностью преобразования накопленной энергии в излучение. К тому же большинство из применяемых для рентгенографии источников излучения работают в области достаточно жёсткого излучения (Еу>15 кэВ) и не пригодны для построения изображения плазменных объектов. В данной работе мы покажем, что источник на основе Х-пинча обладает всеми вышеперечисленными свойствами и является самым перспективным и всё более широко применяемым источником для точечной проекционной рентгенографии.
14
1.2.1. Горячие точки в «вакуумной искре» и других пинчах.
Поскольку определением горячая точка для источника мяг кого рентгеновского излучения впервые стали пользоваться в экспериментах с «вакуумной искрой» [42-50], а определение горячей точки (ГТ), данное в обзоре [43] и до настоящего времени является основополагающим для всех экспериментов, где формируется соответствующий источник излучения с параметрами, близкими к параметрам данными в обзоре. Поэтому, давая перечень перспективных для проекционной рентгенографии источников излучения, мы не можем не упомянуть такое устройство как «вакуумная искра». Тем более что горячие точки, образующиеся в «вакуумной искре», в принципе, казались перспективными источниками мягкого рентгеновского излучения для проекционной рентгенографии.
«Вакуумная искра» может рассматриваться как одна из разновидностей Z-пинча, поскольку в данном устройстве при подаче высокого напряжения на электроды диода формируется плазменный столб из материала катода диаметром примерно 1 мм и длиной от нескольких мм до сантиметров [42, 44, 45]. Для создания первоначального разряда применяется сфокусированное лазерное излучение (42, 46] или дополнительный электрод [42, 47].
Камера “вакуумной искры” откачивается от примерно 10'2 до 10'6 тора, диодный промежуток может быть от нескольких мм до нескольких см [39-45]. При протекании тока по плазме в ней формируются ГТ размером от 10 до 300 микрон в зависимости от места и условий образования [45, 46]. Как считают авторы работ [43,45], ГТ в вакуумной искре образуются при комбинации .магнитогидродинамических нестабильностей, развивающихся в плазменной столбе, и радиационного коллапса. В зависимости от условий эксперимента ГТ имеют электронную температуру от несколько сотен эВ до несколько кэВ, плотность I021 - 1022 см’3 [42, 43, 45] и являются интенсивными источниками рентгеновского излучения с излученной энергией до сотен мДж [42-50].
Существенными недостатками ГТ, формирующихся в « вакуумной искре», является неопределенность их количества и положения в пространстве. Стабилизация появления ГТ даже в пределах нескольких мм не является достаточной для использования ГТ в качестве источника излучения для проекционной рентгенографии. Таким образом, несмотря на то, что вакуумная искра является довольно простым устройством, работающим в очень широком диапазоне параметров (от 100 Л до более чем 100 кА и от 10 кВ до сотен кВ [42-50], а параметры IT вполне
15
сопоставимы с параметрами ГТ в пинчах, применения в качестве генератора для формирования горячих точек для проекционной рентгенографии она не нашла.
Горячие точки в том смысле., которое было дано в обзоре [43] в последующие годы были зарегистрированы практически во всех Х-пинчах [51]. если говорить об этом явлении в более широком смысле. ГТ образуются при сильноточном взрыве одиночных проволочек [52-54|, проволочных сборках на конечной стадии их схлопывания [55-60], пинчах с газовым напуском [61-62, 64], а также плазменном фокусе [63, 65). Но во всех вышеперечисленных пинчах точно также как и в «плазменной искре» образуется неопределенное количество ГТ при неопределенности их образования, как в пространстве, так и во времени. Данные недостатки исключают возможность их применения в качестве точечных источников мягкого рентгеновского излучения для проекционной рентгенографии и здесь рассматриваться не будут.
1.2.2. Рентгеновские трубки
Основными источниками, применяемыми для традиционной рентгенографии, являются рентгеновские трубки. Обычные рентгеновские трубки представляют собой простой и дешевый, повсеместно применяемый, для рентгенографии прибор, который можно использовать в широком интервале энергии излучения, размера источника излучения и длительности импульса. Большинство рентгеновских трубок выдают рентгеновское излучение в диапазоне от 20 до 100 кэВ с наименьшим размером источника около 1 мм2 (часто с очень небольшим ~ 100 мкм в одном направлении) [66-72]. При этом даже самые современные импульсные рентгеновские трубки с вращающимся анодом дают импульс излучения не короче 0.1 мс и к тому же имеют очень низкую эффективность преобразования энергии в излучение. При этом эффективность уменьшается с понижением энергии излучения [3].
В большинстве обычных рентгеновских трубках источником излучения является тормозное излучение термоэлектронов, ускоряющихся приложенным напряжением с нагретого катода. А термоэлектроны трудно сфокусировать в очень маленький источник из-за их широкого пространственного спектра.
Для преодоления данного недостатка были использованы трубки с холодным катодом, эмиссия с которого осуществлялась под действием сильного электрического поля - трубки с автоэлектрон ной эмиссией [67, 68). Для питания таких трубок использовался генератор Маркса, дающий напряжение в несколько сот кВ. Рентгеновские трубки, описание которых приведено в
16
[69] работали с напряжением 2000 кВ. Электроны при этом собираются анодом специальной в линейчатое фокусное пятно.
Для уменьшения размера источника применяли электростатическую линзу, которая давала линейный размер 8 мм, а ширину - от 20 до 150 мкм. Такие трубки применяли для рентгеноструктурного анализа, что просуммировано в обзоре [71].
Для уменьшения размера источника применялись также острофокусные трубки, в которых нить накала выполнена в виде тонкого острия, а апертурная диафрагма диаметром расположена в глубине фокусирующего цилиндра. Диаметр фокусного пятна был 40 микрон [72].
Реальный точечный источник излучения был получен в рентгеновском теневом микроскопе Косслетта и Пирсона [73, 74]. Для его питания применялось напряжение 20 кВ, что можно отнести к мягкому диапазону излучения в применении к трубкам. Магнитная линза дает точечный источник рентгеновских лучей размером ~ 1 мкм. Фокусное пятно получалось на металлической фольге толщиной 1 мкм, служащей одновременно анодом и выходным окном. Микроскоп давал увеличение небольших биологических объектов примерно в 100 раз, а пространственное разрешение ~ 0. 1 микрона. Меняя фольгу можно было получать различные характеристические линии. Время облучения составляло несколько минут. Т. е. при очень хорошем пространственном разрешении временного разрешения не было совсем и для исследования плазменных объектов или любых быстроизменяющихся объектов данная схема не подходит. Несмотря на это, а также на довольно жесткое излучение и очень низкую эффективность прибора, микроскоп Косслетта и Пирсона можно назвать наивысшей точкой в борьбе за высокое пространственное разрешение в проекционной рентгенографии при помощи рентгеновских трубок. Современные трубки все же НС дают такого пространственного разрешения.
Рентгеновские трубки с острым фокусом позволили сократить время экспозиции исследуемых объектов, что особенно важно при исследовании живых или изменяющихся объектов, но также предохраняет трубки от перегрева, что также является большой проблемой при использовании рентгеновских трубок [75].
Параллельно с усилиями по получению высокого пространственного разрешения развивались импульсные источники излучения для исследования различных объектов от человеческого тела до атомной бомбы. Согласно [76] впервые импульсные рентгеновские трубки (ИР Г) использовалась для получения рентгенограммы так называемого статического (без взрыва) французского тест-объекта (одной из моделей ядерной бомбы) в Манхеттенском проекте в начале
17
сороковых годов прошлого века. Для этого применялось тормозное излучение пучка ускоренных до 10-30 МэВ электронов, излучаемое при его взаимодействии с мишенями из тяжелых материалов. Разработанная для исследования взрыва заряженных до высокого напряжения тонких иголочек данная диагностика широко применялась и все еше остается стандартной диагностикой (при усовершенствовании системы получения и обработки данных) при исследовании процессов детонации и явлений, происходящих в материи при взрывах различного происхождения [76], а также плазменных и биологических исследованиях.
Таким образом, ИРТ нужны были для исследований быстроменяющихся процессов, к тому же они давали возможность излучения мощных импульсов рентгеновского излучения. При импульсном питании рентгеновских трубок приходится сильно перегревать катод и ток эмиссии увеличивался на несколько порядков с 0.1 А до примерно 100 А, но напряжение к трубки при этом прилагается в течении 10 “ - 10'* секунд [77, 78] . Импульсные трубки с автоэлектронной эмиссией также довольно широко применялись, но это были довольно сложные и большие приборы их питание, например, осуществлялось от генератора Маркса [67].
Поскольку даже наилучшее временное разрешение импульсных трубок недостаточно для исследования быстропротекающих процессов в плазме, то мы не будем здесь на них останавливаться более подробно.
Из современных трубок ближе всего к определению точечного источника мягкого рентгеновского излучения подходят миниатюрные трубки с полевой эмиссией электронов или трубки с холодной эмиссией электронов, предложенные в 2001 году в Японии. [79].
Основным компонентом такой трубки является источник рентгеновского излучения триодного типа с встроенным источником электронов на основе углеродных нанотрубок, выращенных на кончике тонкой проволочки из молибдена или вольфрама [78-81]. Эмиссия электронов с таких нанотрубок происходит без нагрева при низком (иногда ниже 10 кВ) напряжении в течение примерно 10 часов при флуктуациях тока ±5% [79]. Напыление тонкого слоя палладия на кончик проволочки позволило увеличить срок жизни таких трубок до 100 часов даже при плохом вакууме. [80-82]. Размер испускающего электроны катода в таких трубках равен 20 - 50 мкм, при диаметре трубки всего 5 мм. Приведенная в работе [80] оценка размера источника излучения дает размер ~ 1.5 мм2, поэтому высокое пространственное разрешение
получается только при контактном способе изображения. При этом время, необходимое для получения на рентгеновской плёнке изображения с достаточно высоким контрастом, для таких
трубок составляет примерно 30 минут. Таким образом, для изучения динамики исследуемого объекта такие трубки невозможно использовать, также как и для проекционной рентгенографии без применения дополнительной фокусировки электронного пучка. Главное достоинство микротрубок с холодной эмиссией - это возможность работы в относительно мягком диапазоне излучения и, конечно, их небольшие размеры.
Появившиеся в последнее время микрофокусные трубки постоянного действия [82] могут фокусировать рентгеновское излучение в пределах ~ 20 мкм при энергии квантов от 20 до 60 кэВ. При этом минимальное расстояние от источника до объекта составляет 4 мм, что дает возможность изображения стационарных объектов с большим увеличением, но при длительном их облучении, несмотря на то, что яркость источника достаточно велика и равна 10і'-1012 фотонов/сек/стерадиан. Такие трубки вполне можно отнести к точечным источникам, но достаточно жесткого рентгеновского излучения, которые способны обеспечить хорошее пространственное разрешение стационарного объекта. Небольшой вес и размер трубок являются еще одним их преимуществом перед другими источниками. К сожалению, опубликованных работ, по применению таких трубок, найти не удалось, чтобы сопоставить заявленные параметры с параметрами, полученными на практике.
Наивысшим достижением к настоящему времени в применении импульсных трубок для рентгенографии можно отнести импульсные трубки триодного типа (50 кВ напряжение. 18 кЛ ток) предлагается использовать в качестве генератора электронов, которые при взаимодействии с мишенью в виде тонкого стержня из ТІІ [83] Мо или №' [84] образуют слабоионизованную плазму. При взаимодействии электронов с такой плазмой в плазме генерируется соответствующее характеристическое излучение. В работе [83] генерируются линии Ка и К(3 N1 с энергией 7.47 и 8.26 кэВ с длительностью импульса 300 не, а также Ка \У с энергией 59 кэВ с длительностью импульса 100 не [84]. Таким образом, в такой системе генерировалось монохроматическое рентгеновское излучение, которое позволяло получать контактным способом (без увеличения) изображения с достаточно высоким пространственным и временным разрешением.
Таким образом, несмотря на большое многообразие рентгеновских трубок, невозможно найти трубки, которые бы одновременно удовлетворяли всем, перечисленным выше параметрам точечного источника МРИ, используемого для проекционной рентгенографии плазменною образования.
19
1. 2.3. Синхротронное излучение.
Синхротронное излучение широко применяется для рентгенографии с большим увеличением, но эго трудно назвать проекционной рентгенографией. Во-первых, синхротроны дают относительно маленький источник излучения только в одном направлении, а в другом -большой источник слабо расходящегося широкополосного, в основном жесткого рентгеновского излучения. Для рентгенографии предварительно применяются различные монохроматоры излучения [86, 87] и довольно часто - фокусирующая оптика [88], что уже расходится с определением проекционной рентгенографии, как о способе теневою рентгеновского изображения без применения дополнительных приборов формирования излучения. Во-вторых, рентгенограммы с большим контрастом и высоким пространственным разрешением в основном получаются при применении метода фазового контраста, при котором основным фактором, определяющим контраст изображения, является не плотность исследуемого объекта, а г радиенты плотности (Рис. 1.1.2г). Такой способ получения изображения имеет свои достоинства и недостатки, но не является предметом данной работы, поскольку получение изображений на основе фазового контраста является отдельной, широкой областью исследований [89-96]. Коротко остановимся на методе получения изображений при помощи метода фазовог о контраста, поскольку данный метод также применялся в наших экспериментах для определения размера источника излучения.
1.3 Применение метода фазового контраст а в рентгенографии.
Источники когерентного РИ позволяют изображать макро- и микроскопические объекты, используя как синхротронное излучение [89-91] так и лабораторные источники [93, 94] РИ, с более высоким контрастом, чем это возможно в стандартной схеме рентгенографии, но требуют использования кристаллических оптических элементов очень высокого качества для получения высокой степени хроматической когерентности. Физика данного процесса связана с волновой природой РИ.
Еще 1996 году в [94] для получения фазового контраста при гюлихро.мном жестком рентгеновском излучении предлагалось использование источника излучения маленького размера, обеспечивающего пространственную когерентность, без использования оптических элементов для энергетического фильтрования излучения, то есть без хроматической когерентности. Таким образом, когерентность излучения достигается или использованием источника излучения малого размера, или большого расстояния от источника до объекта при малой энергетической ширине излучения. В геометрической оптике фазовые изменения вызывают поперечные смещения в
20
локальном пучке (рефракция) при прохождении в среде с изменяющимся индексом рефракции или индексом преломления. Эти смещения могут вызвать увеличение интенсивности в плоскости изображения, что может привести к значительному усилению различий в интенсивности РИ на границах сред с различным индексом преломления. Такой способ изображения, называется методом фазового контрас та [89-95].
Для РИ каждый материал имеет комплексный индекс преломления: п=1-с+1р,
где а это декремент индекса преломления, р=Хц/4я - индекс поглощения, а к - длина волны РИ. Обычная рентгенография основана только на изменении индекса поглощения (контраст за счет поглощения), тогда как диагностика, базирующаяся на фазовом контрасте, чувствительна к изменению как о гак и р. Индекс преломления растете увеличением энергии излучения, а индекс поглощения падает, поэтому исследования биологических объектов применяется РИ с энергией от 10 до 100 кэВ для которого о в 3-4 раза больше, чем р [95]. В результате изменения интенсивности излучения за счет фазового контраста могут быть значительно сильнее, чем за счет поглощения в среде. Далеко от границ с различными индексами преломления о изменяется обратно пропорционально квадрату энергии РИ, тогда как р уменьшается пропорционально четвертой степени энергии квантов РИ [96] поэтому фазовый контраст увеличивается с энергией излучения. Таким образом, используя метод фазового контраста, можно увеличить энергию излучения, применяемого для рентгенографии и уменьшить его интенсивность [96].
В наших экспериментах такое явление также наблюдается [97, 98], из-за малого размера источника, но является скорее вредным, для исследования распределения плотности исследуемого объекта.
Вначале рентгенография, основанная на фазовом контрасте, была предложена и осуществлена на источниках синхротрониого излучения третьего поколения, дающих излучение с высокой степенью когерентности [86-89]. Но диагностика, требующая таких сложных и дорогих источников излучения как синхротроны третьего поколения, заведомо найдет очень ограниченное применение. Позднее в [94, 99] авторами было показано, что столь же впечатляющих результатов можно добиться и с синхротронами, дающими широкополосное излучение с ограниченной когерентностью. Авторы показали, что высокая пространственная когерентность синхротронов третьего поколения полезна при фазовоконтрастной рентгенографии, но не является абсолютно необходимой для рентгенографии, базирующейся на рефракционном или интерференционном
21
методе построения рентгеновских изображений. Источники с ограниченной пространственной когерентностью могут давать дифракционную картину Френеля. Наблюдение такой же картины при использовании излучения широкополосных синхротронов показало, что высокая временная когерентность также не является необходимой. Широкополосные синхротроны дают интенсивный поток фотонов с высокой средней энергией, поэтому не требуется длительного времени для получения контрастного изображения. На таких установках можно получить высококонтрастные изображения с достаточно хорошим временным разрешением (5 мс длительность кадра) и высоким пространственным разрешением (Ч мкм) без использования каких либо монохроматоров и фокусирующих элементов, но с использованием достаточно сложных систем записи изображения. Это значительно удешевляет и упрощает процесс рентгенографии и расширяет потенциальные возможности применения метода. Данный метод позволяет получать рентгеновские изображения слабо поглощающих объектов, например, биологических или слабо поглощающих полимерных образов. Авторами было продемонстрировано, что значительное улучшение качества изображения было достигнуто при ограниченных дозах излучения, вполне сопоставимых с дозами излучения, применяемых в медицине.
Авторы показали, что для получения фазового контраста, базирующегося на дифракции излучения, достаточно выполнения условия, что 8ХД,<1, которое выполняется для любого синхротрона без монохроматизации. Авторами получено пространственное разрешение 2 мкм при увеличении 1500 и поле зрения 2x3 мм. В качестве детектора служила медленная камера с микроканальной пластиной и микроскопной линзой, передающей изображения на сцинтиллятор, для увеличения интенсивности изображения.
Итак, в данных экспериментах не использовался монохроматор, поэтому ток электронного пучка мог быть в десятки раз ниже, что значительно расширяет возможности метода - можно использовать не очень мощные синхротроны. Размер источника синхротронного излучения 100 -500 мкм и всегда эллиптический, т, е. разрешение в разных направлениях разное. Из-за большого размера источника требуется применять очень большое расстояние до детектора и очень большое увеличение (до 1500). К тому же любые синхротроны - большие и дорогие сооружения, время их работы дорого. Притом, что этот способ проще и ближе к методу точечной проекции рентгенографии, для него все же нужен достаточно дорогой и сложный детектор, а время получения изображения (временное разрешение) по крайней мерс, на 3 - 4 порядка хуже, чем получаемое с источником излучения на основе Х-пинчей (см. ниже ГЛАВА 2). К тому же поле
22
зрения источника ограничено несколькими квадратными миллиметрами, что так не может соперничать с ГГ Х-пинчей
1. 4 Создание точечного источника излучения на основе обскур и лазерной плазмы.
В общем случае высокая яркость источника излучения наиважнейшая характеристика источника излучения, но в зависимости от конкретных применений любая другая характеристика становится более важной, например, размер источника или длительность вспышки. Для проекционной рентгенографии малый размер источника является наиболее важной характеристикой источника, определяющей пространственное разрешение метода. В этом случае иногда жертвуют яркостью источника, ставят между изображаемым образцом и источником излучения экраны с диафрагмами небольшого размера - обскурами, для эффективного уменьшения размера источника и, следовательно, улучшения пространственного разрешения системы. Яркость источника уменьшается пропорционально отношению размера источника к размеру обскуры. Рентгенография с помощью обскур является важной диагностикой для получения высококонтрастных изображений с высоким пространственным разрешением и с большим полем зрения. В основном такая техника применяется для исследования лазерной плазмы, поскольку импульсным источником излучения является также лазерная плазма. Излучение, проходящее сквозь обскуру, можно рассматривать как точечный источник излучения и такой способ вполне можно отнести к проекционной рентгенографии от точечного источника без применения дополнительных оптических элементов, используемых для построения изображения объекта.
Источники излучения с энергией квантов в несколько кэВ являются стандартными для радиографии лазерной плазмы на мощных лазерных установках в настоящее время. Исследуемый объект помещается между обскурой и детектором. [100]. Обскуры обычно помещаются вблизи источника для увеличения поля зрения, но при этом они быстро разрушаются, что уменьшает эффективность данного метода.
При этом источником рентгеновского излучения является облучаемая мощным лазером фольга. Преобразование лазерной энергии в используемое рентгеновское излучение определяется эффективностью конверсии, которой называется энергия рентгеновского излучения, в определенном энергетическом интервале деленная на поглощаемую лазерную энергию. Эффективность конверсии в фотоны с энергией в несколько кэВ на твердотельных мишенях
23
обычно составляет величину меньше 1% [101]. В [102] проводятся данные о примерно 10% эффективности конверсии лазерного излучения в РИ с энергией 5-7 кэВ на газовых мишенях, но, учитывая низкую эффективность самих лазеров, такая эффективность не слишком высока, а энергия квантов, наоборот, высока для исследования плазменных объектов. К тому же низкая эффективность конверсии лазерного излучения в рентгеновское излучение относительно низкой энергии (<7 кэВ) и потери интенсивности на обскурах делают такую схему практически неработающей при низких энергиях у-квантов. В работе (103]точечный источник РИ создавался при облучении торца тонкой проволочки диаметром 25 мкм импульсом установки NOVA длительностью 100 рс. Для получения высокою временного разрешения использовался электронный затвор с длительностью кадра 500 рс.
Проекционная рентгенография при помощи обскур и лазерного плазменного источника, очень продуктивно используемая на таких мощных лазерных установках как NOVA и OMEGA, трудно воспроизводима на в 100 раз большей установке NIF [106]. В работе [104] представлена более эффективная схема создания источника излучения для проекционной рентгенографии на установке N1F. В В данном методе предлагается нагрев холраума до высоких температур, а микронные отверстия в стенках холраума будут служить точечными источниками РИ. Длина волны РИ зависит от температуры холраума. При этом в данном методе значительно меньше затраты энергии, а также нет уменьшения разрешения вследствие расширения и охлаждения плазменного факела.
Таким образом, из всех рассмотренных выше источников рентгеновского излучения только точечные источники мягкого рентгеновского излучения на основе обскур используются для изображения плазменных объектов с очень высоким пространственным и временным разрешением. А большое поле зрения делает возможным изображение больших плазменных объектов.
Но для точечной проекционной рентгенографии с использованием обскур требуются очень мощные лазерные установки, такие как NOVA и OMEGA, поэтому такая радиография возможна в очень ограниченных местах [100, 105-107]. К тому же имеется ряд факторов, которые негативно сказываются на применении данного метода:
1. яркость источника уменьшается пропорционально отношению размера источника к размеру обскуры;
24
2. эффективность конверсии лазерного излучения в мягкое рентгеновское излучение с энергией квантов является весьма низкой;
3. вследствие расширения и охлаждения плазменного факела на мишени происходит ухудшение 11ространстве н но го разре ше н и я;
4. для увеличения поля зрения метода требуется располагать обскуры как можно ближе к источнику, но разрушение обскур, проявляется тем сильнее, тем ближе обскуры расположены к лазерному факелу.
Несмотря на вышеперечисленные негативные факторы, данный метод был единственным, используемым для исследования плазменных объектов до появления точечного источника мягкого рентгеновского излучения на основе Х-пинчей.
В данном разделе мы дали краткий обзор существующих источников для рентгенографии с высоким пространственным и, по возможности, высоким временным разрешением, чтобы показать место источника МРИ на основе Х-пинчей в данной области. Конечно, в обзоре приведены не все существующие к настоящему времени источники рентгеновского излучения, а только те, которые хотя бы теоретически могли быть использованы для изображения плазменных объектов различного происхождения. К сожалению, кроме источника на основе лазерной плазмы с обскурами, таких источников больше нет.
Поскольку кроме исследований различных плазменных образований источник РИ на основе Х-пинчей также является весьма перспективным для исследования биологических объектов как в МРИ горячей точки [20, 21, 97, 98, 109] так и в более жестком излучении электронного пучка [110-112], то мы посчитали нужным дать обзор существующих в настоящее время источников РИ, используемых также для биологических и медицинских исследований. Как показано в обзоре, в этой области существует множество источников излучения, но Х-пинчи имеют существенные преимущества перед большинством из существующих в настоящее время источников РИ. Ии один из существующих источников РИ при применении без дополнительного сложного и дорогостоящего оборудования не обладает одновременно высоким пространственным и временным разрешением, очень высокой яркостью и практически неограниченным полем зрения.
25
ГЛАВА 2.
Характеристики Х-иинча как источника излучения для рентгенографии.
Наиболее важными характеристиками любых источников излучения являются:
1. Яркость
2. Энергетическое распределение
3. Размер источника
4. Длительность вспышки
5. Пространственная направленность излучения
В общем случае высокая яркость источника во всех случаях наиважнейшая характеристика, но в зависимости от конкретных применений любая другая характеристика становится более важной, например, размер источника или длительность вспышки. Для проекционной рентгенографии малый размер источника является наиболее важной характеристикой источника, в основном определяющей пространственное разрешение метода. В этом случае жертвуют яркостью источника, например, ставят между изображаемым образцом и источником излучения экраны с диафрагмами небольшого размера для эффективного уменьшения размера источника и, следовательно, улучшения пространственного разрешения системы [100-107].
Создание точечного источника рентгеновского излучения, не требующего применения камер-обскур или каких-либо иных оптических элементов, на протяжении многих лет оставалась неразрешимой задачей. Некоторые надежды были связаны с горячими точками, образующимися в 2-гшнчах [51-54] и вакуумной искре [42-48]. Эти объекты имеют размеры порядка нескольких микрон и высокие плотность и температуру плазмы в них, а значит и достаточную интенсивность излучения в мягком рентгеновском диапазоне. При таких параметрах их вполне можно было бы считать перспективными в качестве источника рентгеновского излучения для проекционной рентгенографии. Но на практике это оказалось неосуществимо из-за того, что в данных пинчах образуется несколько горячих точек с неопределенным положением в пространстве и времени.
К сожалению, в настоящее время понятие «горячая точка» является не достаточно определенным, и разные авторы называют горячей точкой совершенно разные по своей природе объекты. Здесь мы считаем нужным привести определение «горячей точки», которое используется в наших публикациях и которое мы будем использовать в данной работе, для того чтобы в
26
дальнейшем не было разночтений. «Горячая точка» (ГТ) - это плазменный объект с электронной температурой порядка килоэлектронвольта, плотностью порядка плотности твердого тела с размерами от долей до примерно 10 микрон, существующий в субнаносекундные (или пикосекундные) отрезки времени и спектром излучения близким к спектру черного тела соответствующей температуры. Такое определение наиболее близко к определению, данному в работе [43], в которой образование горячей точки в микропинчс вакуумной искры связывалось с явлением радиационного коллапса.
Особенности динамики Х-пинчей как физического объекта, природе ГТ Х-пинча и изучению ее параметров в основном посвящена докторская диссертация С. А. Пикуза Нас интересует ГТ и ее параметры с точки зрения идеального точечного источника излучения для проекционной рентгенографии.
В стандартом Х-пинче, представляющим собой две или несколько перекрещенных проволочек микронного размера, помещенных в сильноточный диод, в месте перекрестия проволочек формируются несколько источников рентгеновского излучения, имеющих разную природу и параметры. В данной главе мы рассматриваем Х-пинч как источник мягкого рентгеновского излучения для проекционной рентгенографии.
Как отмечалось выше, в общем случае источника излучения наиболее важной его характеристикой является яркость излучения. Поскольку яркость определяется как энергия излучения в каком-то энергетическом диапазоне, а в общем случае вся энергия, излученная в единицу времени с единицы объема источника в единицу телесного угла, то для определения яркости источника нужно знать четыре его параметра: интенсивность излучения, размер и время его существования, а также сспектральное и пространственное распределение излучения.
В Х-пинче в разных энергетических диапазонах рентгеновского излучения образуются разные типы источников излучения. В излучении с энергией до ~ 1 кэВ источник излучения расположен в области минидиода Х-пинча и имеет размер <100 мкм [112-116]. В излучении от I до - 10 кэВ излучают в основном ГТ Х-пинча с размерами ~ 0.5-5 мкм [10-12, 20, 22, 27, 40, 41, 109], зависящими от энергии излучения, материала и конструкции самого Х-пинча и параметров тока нагрузки. В более жестком интервале энергий мы имеем в основном тормозное излучение электронного пучка с размером излучающей области от 0.1 до 1-2 мм и энергией квантов до сотен кэВ [108-111, 113-120, 122-123]. Соответственно яркость данных источников может изменяться на порядки.
27
Для проекционной рентгенографии возможно использование всех трех источников излучения, исходя из размера, плотности и быстроты изменения исследуемого объекта. В качестве точечного источника излучения для рентгенографии с высоким пространственным и временным разрешением, например, для исследования такого объекта как сам Х-пинч, подходит только излучение ГТ. В данной ГЛАВЕ будет приведены результаты изучения энергетических, пространственных и временных характеристик ГГ Х-пинча как точечного источника мягкого рентгеновского излучения для проекционной рентгенографии.
Предложенная в 1981 году конфигурация Х-пинча [7], представляющего собой в первых экспериментах две тонкие проволочки, пересекающиеся в центре высоковольтного диода, в начале исследований не рассматривалась как точечный источник излучения для рентгенографии. Х-пинч исследовался как интересная с физической точки зрения разновидность 2-пинча [6, 7, 9, 112, 125, 126]. Только после нескольких лет исследований особенностей сжатия Х-пинча, образования ГТ, измерения ее размера и излучательной способности, Х-пинч стал рассматриваться как точечный широкополосный источник излучения для различных применений, в том числе для рентгенографии, как для проекционной [10-21, 40, 41, 98, 109], так и для рентгенографии монохроматической с применением оптических элементов [138-139, 282]. Монохроматическая рентгенография, с применением сферических кристаллов, слюды была предложена нами в 1997 году, поскольку пространственные параметры излучающей области Х-пинча, исследованные к середине 90-х, не давали оснований к получению высокого пространственного разрешения в проекционной рентгенографии. Первые эксперименты по получению изображения взорванной проволочки при помощи проекционной рентгенографии, проведенные в Корнсльском университете, показали, что интенсивности излучения Х-пинча вполне достаточно для построения теневого рентгеновского изображения взорванной 50 микронной А1 проволочки, но пространственное разрешение метода и контраст изображения были невысокими [141-142]. Требовалось еще несколько лет исследований Х-пинча, а главное, усовершенствование диагностик и приборов, чтобы научиться получать и регистрировать ГГ микронного размера и вспышки рентгеновского излучения нано- и пико-секундной длительности, генерируемые в ГТ Х-пинча. Результаты данных исследований представлены во многих наших работах, ссылки на которые будут даны в соответствующих местах, и докторской диссертации С.А. Пикуза [6]. Поскольку параметры ГТ Х-пинча и применяемые для их исследования диагностики уже подробно рассмотрены в докторской диссертации С. А. Пикуза, то данной работе парамсгры ГТ Х-пинча мы
28