用于x射线发生器系统的包括级联的两个电压源的电源的制作方法

专利名称：用于x射线发生器系统的包括级联的两个电压源的电源的制作方法
技术领域：
本发明涉及一种用于产生高输出电压的电源，用于向具有至少一个x
射线源(例如X射线管)的X射线发生器系统供电，尤其是向用于计算机 断层摄影(CT)应用的X射线发生器系统供电，其中该高输出电压包括至 少两个不同的高输出电压电平。此外，本发明涉及一种包括这种电源和至 少一个X射线管的X射线管发生器系统以及一种包括这种电源的计算机断 层摄影(CT)设备。
背景技术：
一方面，为了获得适于对所扫描的体积进行三维重构的患者的三维投
影数据集，计算机断层摄影的发展尤其朝着具有多个x射线管和多片锥束
探测器的系统方向前进。
另一方面，为了新的应用，尤其是为了改善成像质量，计算机断层摄
影被进一步发展，其中尤其将X射线束("能谱CT")的能量信息用作额外 的身体信息，以便改善这种图像质量和对比分辨率，并且还提供了新的诊 断优点，例如利用临床图像进行材料识别和定量化。
这些应用和发展都需要能够为至少一个X射线管产生两个或更多个优 选不同的高输出电压的电源。此外，尤其希望能谱CT成像非常快速地在至 少两个不同的X射线管电压(或电压电平)之间切换，这是因为不这样的 话会观察到严重的运动伪像。
已知的这样的用于产生两个独立高压的高压发生器的具体问题是它们 需要很多空间，并且相对沉重，因此它们不是非常适于在计算机断层摄影 设备的旋转台架中使用。
另一个问题是，利用电压倍增器产生的高压通常不能变化或在充分短 的时间内变化，而要获得质量足够高的能谱X射线图像这些是必需的。这 也适用于如W0 2003/049270A2中披露的多相高压倍增器。

发明内容
鉴于上述问题，实现这样一种电源会是有利的，该电源用于产生包括 至少两个不同高输出电压电平的高输出电压，且该电源具有较小的体积和 较低的重量，从而它尤其可用在计算机断层摄影设备的台架中。
根据权利要求l，提供了一种电源，该电源包括至少用于提供第一电压
电平"的第一电压源和用于提供第二电压电平仏的第二电压源，所述电压 源级联连接，以便产生所述高输出电压，所述高输出电压包括至少第一高 输出电压电平和第二高输出电压电平，所述第一高输出电压电平至少基本
等于所述第一电压电平u,，所述第二高输出电压电平至少基本等于级联的
第一和第二电压电平仏士U2。
"至少基本" 一词表示考虑了例如线路或其他组件的可能损耗，这种 损耗会导致高输出电压电平不完全地等于第一电压电平仏和/或级联的第 一和第二电压电平U,士U2。
通过级联这样至少两个电压源， 一方面，可以分出至少两个不同的高
输出电压电平，另一方面，仅需要在每一个范例(exemplar)中使用笨重 的部件，例如变频器、高压变压器和/或高压倍增器，从而节省了重量和体 积。
利用该电源，例如可以为第一 X射线管供应第一高输出电压电平，可 以为第二 X射线管供应第二高输出电压电平，使得两个X射线管都可以相 应产生不同的X射线谱。
该电源的另一优点是能够为最常规的X射线管供电，以便进行例如用 于能谱CT成像或K边缘成像的不同能量水平的测量。
从属权利要求披露了本发明的有利实施例。
根据权利要求2所述的实施例具有如下优点由于第二较低电压电平 的原因，两个高输出电压电平以及因此(由连接的X射线管产生的)两个X 射线谱会有所不同，尤其是彼此具有对应的小差异，对于大部分检查而言 通常是希望这样的。此外，根据所选的电路布局，通常可以更快地切换这 一较低电压电平，即具有比高电压电平短的上升时间和下降时间。
根据权利要求3所述的实施例具有如下优点可以使用一个X射线管来进行不同能量水平的测量，这是因为通过使用开关，可以在大多数情况 下将高输出电压充分快地在至少两个不同的高输出电压电平之间切换。此
外，在操作两个x射线管时(尤其是在切换到同一高输出电压时)，可以使 采集速度加倍并可以放松对x射线管的功率限制。
根据权利要求4所述的实施例具有重量和体积特别小的优点，这是因 为仅需要使用 一个变频器、 一个谐振电路和一个高压变压器。
根据权利要求5所述的实施例具有如下优点可以将高输出电压在超
过两个不同高输出电压电平之间以相对容易的方式切换，尤其是如果第二 高电压电平不太高时，对于大部分上述应用而言也可以充分快地对它们进 行切换。
根据权利要求6所述的实施例具有如下优点可以通过精确而可靠的 方式获得(用户)选定的高输出电压电平。
根据权利要求7所述的实施例具有如下优点可以提供相连X射线管 的优化切换时刻。
根据权利要求8到11所述的实施例分别披露了优选的第一高电压源和
若干优选第二 (较低)电压源，有利的是根据所提出的电源应用对它们进 行选择。
通过下面结合附图对本发明示范性优选实施例的描述，本发明的更多 细节、特征和优点将变得显而易见。


图1示出了计算机断层摄影设备的示意图； 图2示出了根据本发明的电源的第一实施例； 图3示出了根据本发明的电源的第二实施例；
图4示出了本发明第三到第五实施例的电源的第一种基本轮廓； 图5示出了本发明第三到第五实施例的电源的第二种基本轮廓； 图6示出了根据本发明的电源的第三实施例； 图7示出了根据本发明的电源的第四实施例； 图8示出了根据本发明的电源的第五实施例；
图9示出了用于不同高输出电压电平的第一和第二切换方案；以及
7图10示出了与成像装置的高电压切换方案相关的示范性数据采集方案。
具体实施例方式
图l示意性地示出了一种计算机断层摄影设备，其包括台架l，台架l
具有开口或内腔2，躺在台子3上的患者被移动进入并通过该开口或内腔。 在台架1的相对位置上安装X射线发生器系统和至少一个对应的X射线探 测器，X射线发生器系统包括至少一个X射线源，尤其是X射线管。在将患 者台3传送经过台架1的内腔2的过程中，台架1旋转，使得X射线源的 焦点绕患者作螺旋状运动，并且使得X射线源的焦点在每次旋转(螺旋扫 描)中沿着患者的轴前进。这样就以公知的方式扫描了患者。借助计算机 辅助处理装置以公知方式处理接收到的图像数据，从而得到在监视器上显 示的断层摄影图像。
台架1通常绕患者每秒旋转几圈，因此台架及其组件的重量小是非常 重要的。
尤其是用于产生至少一个高输出电压以为X射线发生器系统供电的电 源的变压器占电源总重量的相当大部分，通常所述电源与X射线发生器系 统一起安装在CT设备的台架1上。
在下文中，将会以产生两种不同高输出电压电平的电源的形式，尤其 是以为两个X射线源且尤其为快速锥束双X射线管CT系统产生两种不同高 输出电压电平的电源的形式来描述本发明的第一实施例和第二实施例，其 中该电源的重量轻且空间要求低，使得它尤其适用于以不同(或任选相同) X射线管电压操作两个X射线源的台架中。
图2示出了这种双高输出电压电源的第一实施例。它包括高频逆变器 11、与高频逆变器ll的输出连接的谐振电路12、以及通过其初级侧与谐振 电路12连接的高压变压器13。高压变压器13的次级侧与四级电压倍增器 14的输入端子连接，该电压倍增器14在三级之后具有第一输出端子161， 从而提供第一高电压源106以产生第一高电压电平。
由电压倍增器14的后续第四级和第二输出端子16提供第二电压源 107，该第二电压源107用于提供第二较低电压电平。根据变压器13的匝数比，在两个电压源106、 107中也可能存在其他 数量的电压倍增器级。此外，尤其是根据应用的要求，第二电压源107的 级数也可以不是l个。
第一 (负)输出端子和第二 (负)输出端子161、 16与形式分别为第 一 X射线管17和第二 X射线管19的第一和第二 X射线源的阴极连接。电 源的第三(正)输出端子15与高压变压器13的中间抽头连接并馈送到两 个X射线管17、 19的阳极。由于第一电压源和第二电压源是级联的，因此 第一 X射线管17处的第一高输出电压电平低于第二 X射线管19处的第二 高输出电压电平，从而使得所产生的X射线谱彼此不同。
优选地，如所公知的那样，利用第一格栅开关单元18控制第一X射线 管17，利用第二格栅开关单元20控制第二 X射线管19。
优选以交错模式切换X射线管17、 19，这是因为两个X射线管17、 19 的并行工作会导致散射图像伪像。任选地，在从一个X射线管改变到另一 个X射线管时采用一定的停止时间，以便避免X射线管17、 19之间的串扰 效应。
图3示出了用于两个X射线源17、 19的双高输出电压电源的第二实施 例。利用与图2中相同的附图标记来标注相同或对应部分或组件，因此在 下文中仅解释与第一实施例的不同之处。
基本的差异在于第二实施例包括可以借助开关22在第一电压源106 的输出端子161和第二电压源107的输出端子16之间切换的可切换输出端 子162。
通过操作开关22，使得第一 X射线源17的阴极端子与第一输出端子或 第二输出端子16、 161连接，可以将该第二实施例用于双能量应用和非双 能量应用。该第二实施例使得两个X射线源17、 19都能够以相同的第二高 输出电压电平工作，并且能够以相同的X射线谱，或者根据第一实施例以 不同的X射线谱，对检查的体积进行扫描。为了在两者之间变换，该开关 22优选为机电控制的继电器，该继电器可以由用户操作，和/或根据预定或 选定的扫描规程借助控制系统对该继电器进行自动操作。
利用该第二实施例，例如，可以利用CT设备以容易的方式，利用相同 或不同的X射线谱执行两个扫描操作。如果两个X射线管17、 19都工作在相同的高输出电压下，就能够获得 患者的例如三维投影数据集，以便利用相同的X射线谱重构整个被扫描体 积的三维图像。在这种情况下，优选在台架上放置两个X射线管17、 19， 并且它们具有例如90度的径向偏移(两个独立的X射线探测器中的每一个 都处于与每个X射线管相对的位置)，使得对患者体积的两次独立扫描仅在 台架旋转速度的四分之一内延迟，并且可以在充分短的时间段内执行两次 扫描。
获得这种三维投影数据集的流程就是所谓的如上所述的螺旋扫描，其 采用两个X射线源和两个X射线探测器。
这种双X射线管CT系统的另一个优点是可以使用于生成图像的采集速 度加倍。此外，利用这种系统或者放松了对每个X射线管的功率限制，或 者可以在被扫描的体积处从两个X射线管17、 19获得更高的总峰值X射线 功率密度。
通过采用提高的图像采集速度，利用这些实施例可以获得关于被扫描 体积的更多身体信息，尤其是可以获得改善的图像质量，例如更好的对比 度、更髙的时间分辨率(为了从诸如心脏等活动对象获得图像)或更高的 空间分辨率(例如用于对血管的小细节成像)。
此外，通过对开关22进行切换，从而如图2所示那样向X射线管17、 19施加不同的高输出电压电平，尤其是为了进行彼此独立的两次不同能量 水平的测量，可以获得改善的图像质量。因此，如上文参考图2所述，产 生了两个不同的X射线谱且从被扫描体积获得了不同的能量信息。由于其 尺寸小且重量轻，根据第一和第二实施例的电源尤其适用于这样的应用 用在双X射线管和双高压谱CT设备的台架中或用于高时间和/或空间分辨 率的系统中。
现在将以用于快速多高压设置(切换)的电源的形式描述本发明的第 三实施例到第五实施例，该电源尤其是用于能谱CT设备中的一个X射线管 的电源或用于进行能量水平测量的系统的电源，以便利用被扫描的体积来 获得和评估多能量信息(然而，也可以利用这些实施例来实现快速双高压 设置，也可以操作一个以上的X射线管，例如类似于图2和3中所示)。
在此应当指出 一般而言，这种能谱CT设备可以基于具有不同辐射谱
10的X射线源或者基于能量分辨的X射线探测器(energy resolving X-ray detector)。
关于与X射线探测器相关的能量分辨率(energy resolution)的CT 概念，可以利用具有至少两层或多层闪烁体布局的积分探测器。另一种可 能是同时将组合的计数和积分与专用探测器一起使用，并且还将组合的计 数和积分与不同的能量阈值一起使用。第三种选择是通过采用能量开窗口
(范围)或能量加权技术来使用能量分辨率为每个像素的计数探测器。 关于与X射线源相关的能量分辨率的CT概念，可以利用两个或更多个 单能量X射线源，例如同步加速器辐射或不同组的单色仪或前置滤波器
(pre-patient filter)。然而，根据本发明的第三实施例到第五实施例， 采用了由根据说明书的电源操作的一个常规X射线管，该电源在至少两个 可极快切换的不同高输出电压电平交替变化，由此产生至少两个不同的X 射线能量谱。
因此，本发明的第三到第五实施例的基本思路是使用一个常规的X射 线源和至少工作在两种不同但可非常快切换的高输出电压下的新X射线发 生器概念，用于在一个图像帧内产生不同(但公知)的多色发射谱。
与设置X射线管(X射线发生器)的电源的高输出电压同步地，利用子 帧数据采集方法，利用常规CT探测器采集数据。根据能谱CT模型(例如， Alvarez ， Macovski : Energy-selective reconstructions in X-ray Computerized Tomography, Phys. Med. Biol. 197，或Riederer， Mistretta: Selective iodine imaging using K-edge energies in computerized X-ray tomography, Med. Phys. Vol. 4， No. 6， 1977)处理这些数据能够产生不同 的临床图像，包括仅有定量造影剂(例如碘或钇)的图像。这打开了CT成 像的新领域，其具有上述优点。将会在该说明书的末尾处对采用多高输出 电压电平(多-kV)切换的能谱CT进行更详细些的介绍。
图4示出了用于一个X射线管17的根据第三到第五实施例的电源的第 一种基本轮廓。
该电源包括高压发生器101和控制器电路301。高压发生器101包括用 于产生第一 (正或负)电压电平仏的第一电压源106和用于产生第二 (正 或负)电压电平U2的第二电压源107。经由连接161将这两个电压电平级联成高输出电压电平仏±112，并与高压发生器101的输出端子15、 16连接。 这些输出端子15、 16分别与X射线管17的阳极和阴极连接。
优选地，第一和第二电压源106、 107中的至少一个提供电隔离。
借助控制器电路301，测量高输出电压电平U,土U2并与参考电压电平Ur。, 比较。提供控制器电路301是为了供应第一和第二控制信号中的至少一个， 用于相应地控制第一和第二电压源106、 107中的至少一个，以便设置期望 的级联高输出电压电平仏土U2。根据图4，通过将两个调节的电压源106、 107级联起来，提供了高输出电压，该高输出电压可以非常快速地在两个或 更多高输出电压电平之间切换。
更详细地讲，电压源106 (107)之一是产生高电压电平的高电压源， 该高电压电平例如大致等于最低或最高输出电压电平，例如，要成像的对 象中的造影剂的K边缘能量的较低电压电平。例如，借助高压倍增器实现 该高电压源106 (107)。
另一电压源107 (106)是低电压源，其产生相对于高电压电平的低电 压电平，该低电压电平可以是正或负的，该低电压电平等于高压发生器IOI 的所需髙输出电压电平仏土U2与高电压源106 (107)的高电压电平之间的 差。
此外，提供低电压源107 (106)，使得在第一和第二电压电平之间切换 它时，以陡峭的边沿(即短的上升时间和下降时间)产生新的电压电平。 由于低电压源仅需要产生介于大约零和例如大约30kV之间的电压电平，因 此在低电压源中仅需要少量的能量存储，于是可以实现更快的电压上升。
电压下降取决于当前的X射线管电流。在这种情况下，可以使用单向 电压源。如果经由长的高压电缆将X射线管17连接到电压发生器101，该 电缆会给予额外的能量储存。为了保证这种布局中电压下降也很快，该低 电压源应当是双向电压源。在电压下降期间，在这种情况下电缆中存储的 能量被回传到高压发生器101的逆变器输入端子的中间级。
任选地，可以利用由格栅开关单元18控制的选通管格栅(gating tube grid)来操作该X射线管17。在这种情况下，优选提供控制器电路301以 供应第三控制信号，用于控制格栅开关单元18，使其工作在同步模式下， 从而提供X射线管17的最佳切换时刻。
12图5示出了用于两个X射线管的根据第三到第五实施例的电源的第二 基本轮廓，其中与图4中相同或对应的组件被标注以相同的附图标记。
该电源也包括高压发生器101和控制器电路301，提供该电源尤其是为 了借助两个X射线管17、 19进行双焦点操作，两个X射线管17、 19与高 压发生器101的输出端子15、 16并联连接。该高压发生器101也包括第一 和第二电压源106、 107，如上文参考图4所述，该第一和第二电压源优选 用于产生高电压电平和可快速切换的低电压电平，其中也是借助控制器电 路301，通过分别供应第一和/或第二控制信号来控制第一和/或第二电压源 106、 107。
此外，X射线管17、 19都任选由分别由每个格栅开关单元18、 20控制 的选通管格栅来选通。优选地，分别通过由控制器电路301供应的第三和/ 或第四控制信号来控制这些格栅开关单元18、 20中的至少一个，使得X射 线管17、 19工作在同步模式，于是提供X射线管17、 18的最佳切换时刻。 X射线管17、 19优选工作在交替模式下。
在图6中，示出了根据本发明第三实施例的示范性电源。它包括用于 产生第一优选恒定的高电压电平仏的第一高电压源106和用于产生第二较 低、但可快速切换的电压电平U2的第二可控低电压源107 。如参考图4所述， 经由连接161将这两个电压电平级联成端子15、 16上的高输出电压电平仏 ±U2。
更详细地讲，第一高电压源106包括第一高频逆变器11，其输出端子 与第一谐振电路12相连接。此外，提供第一高压变压器13，该第一高压变 压器13在其初级侧与第一谐振电路12连接。第一高压变压器13的次级侧 与高压倍增器14相连接。电压倍增器14的输出在连接161处提供第一高 电压电平仏。
由包括第二高频逆变器111的第二低电压源107产生第二低电压电平 U2，第二高频逆变器111的输出端子与第二谐振电路112相连接。第二高 压变压器113在其初级侧与第二谐振电路112相连接。第二高压变压器113 的次级侧与高压整流器114相连接。电压整流器114的输出提供第二低电 压电平U2，该第二低电压电平U2经由连接161与第一高电压电平仏级联并 经由输出端子15、 16供应到X射线管17。在这种电路布置中，第一高电压源106提供第一优选恒定的高电压电 平仏，而第二低电压源107提供可控的第二较低电压电平U2，使得它基本 等于X射线管17的端子15、 16处的期望高输出电压电平与上文所述的第 一恒定高电压电平仏之间的差。
同样可以利用由专用格栅开关单元18控制的格栅来选通该X射线管 17。借助控制器电路301,测量高输出电压并将高输出电压与参考电压电平 IU进行比较。提供控制器电路301尤其是用于控制第二高频逆变器111 (以 及任选的第一高频逆变器ll)，以便设置端子15、 16处的期望高输出电压。
在图7中，示出了根据本发明的电源的第四实施例，其中与图6中相 同或对应的组件被标注以相同的附图标记。
该电源同样包括用于产生第一优选恒定的高电压电平仏的第一高电压 源106和用于产生第二较低、但可快速切换的电压电平1]2的第二可控低电 压源107。根据图4和图6，经由连接161将两个电压电平级联为高输出电
压电平U,士U2。
第一高电压源106包括第一高频逆变器11、谐振电路12和第一高压变 压器13，该第一高压变压器13为图6所示的根据第三实施例的高压倍增器 14供电，以在连接161处产生第一高电压电平仏，该第一高电压电平U,也 是基本恒定的。
第二低电压源107包括第二高频逆变器111，第二高频逆变器111与第 二高压变压器113的初级侧相连接。在次级侧提供第二低电压电平U2，如 上所述它也是可控的。
由于两个电压源106、 107是级联的，因此经由输出端子15、 16为X 射线管17供应了作为第一和第二电压电平之和的高输出电压Ui土U2。同样 借助控制器电路301，测量高输出电压电平并将高输出电压电平与参考电压 电平I进行比较。提供控制器电路301是为了控制第二高频逆变器111 (以 及任选的第一高频逆变器ll)，以便设置期望的高输出电压。
对于这些实施例而言，第一高电压源106产生第一高电压电平，例如 其与被扫描对象中的造影剂的K边缘电压相同。取决于第二高频逆变器111 产生的主电压，第二变压器113的次级绕组上的第二较低电压电平或者为 零，或者为负或正。然而，对于第二变压器113的伏秒积而言，变压器输
14出端处的第二较低电压电平必须在给定时间内为零。于是，变压器次级绕 组电压的正负伏秒积必须相等。
在图8中，示出了根据本发明的电源的第五实施例，其中与图6和7 中相同或对应的组件被标注以相同的附图标记。
该电源同样包括用于产生第一优选恒定的高电压电平的第一高电压源 106和用于产生第二较低、但可快速切换的电压电平的第二可控低电压源 107。经由连接161将两个电压电平级联。
第一高电压源106包括第一高频逆变器11、与第一高频逆变器11连接 的第一谐振电路12和第一高压变压器13，该第一高压变压器13在其初级 侧与第一谐振电路12相连接并为图6和7所示的位于其次级侧的高压倍增 器14供电，以在连接161处产生基本恒定的第一高电压电平仏。
第二低电压源107包括第二高频逆变器111、与第二高频逆变器111相 连接的第二谐振电路112以及第二高压变压器113，该第二高压变压器113 在其初级侧与第二谐振电路112相连接并在其次级侧向高压发生器115的 输入端供应AC电压，借助第二变压器113隔离该AC电压(其中也可以使 用其他拓扑来为高压发生器115提供隔离的AC电压)。在高压发生器115 的输出端，提供第二低电压电平U2。
同样级联第一和第二电压电平U,、 U2，从而经由输出端子15、 16为X 射线管17供应作为第一和第二电压电平之和的高输出电压，其中高压发生 器115产生第二电压电平，使其大致等于电源端子15、 16处的所需高输出 电压与第一高电压源106的连接161处的第一高电压电平之间的差。
借助控制器电路301，测量高输出电压电平并将该高输出电压电平与参 考电压电平IU进行比较。提供控制器电路301是为了控制第二高频逆变器 111和高压发生器115 (以及任选地，第一高频逆变器11)，以便在与X射 线管17连接的输出端子15、 16处设置期望的高输出电压电平。
对于第三到第五实施例，可以在大约或更短时间内在较低值和上 限值之间切换输出端子15、 16处的高输出电压电平，如果第二电压电平U2 大约为零，那么该较低值基本等于第一电压电平仏，或者如果第二电压电 平U2具有最小(负)值，那么该较低值基本等于第一电压电平U1减去第二 电压电平仏，如果第二电压U2具有其最大正值(或为零)，该上限值基本等于第一和第二电压电平IUU2之和。此外，通过将第二电压电平U2切换到零 (或最小负值)和最大值(或零)之间的至少一个中间值，不但可以实现 双kV，而且可以实现多kV切换方案。这是本发明的一个基本特征。
通过将双kV切换方法扩展到多kV切换方法，可以获得对比度和图像 质量得到改善的临床图像，这对于能谱CT方法尤其有利。此外，也能够实 现造影剂的定量化。提高对比度噪声比可以实现如下优点-
-改善标准CT流程中的可探测性，
-减小所需的造影剂量，
-减小X射线剂量，同时维持常规CT流程的可探测性，
-使需要例如良好软组织对比度的新应用成为可能。
此外，通过利用根据本发明的电源提供具有能量信息的CT图像，能够 利用CT系统进行功能性和分子成像(例如，使用具有大的钇簇群的、以纤 维蛋白为目标的造影剂，可用K边缘成像对其进行成像)。
除了上述电源之外，本发明的另一特征涉及一种利用至少一个X射线 探测器进行的快速数据采集方法，其中与对施加到X射线管的高输出电压 电平进行切换同步地进行数据采集。基本上，针对每个高输出电压电平分 别获取根据特定高输出电压电平设置的具有特定谱的X射线辐射。这意味 着获得了针对n个不同高输出电压电平设置的n个子帧图像数据值。
为了处理探测到的X射线图像数据，对于每个探测到的X射线图像数 据集，都需要与X射线管处的实际高输出电压电平有关的信息(即，X射线 辐射谱信息)。为了获得这种信息，相关的电源例如可以产生模拟电压或数 字值以及可以与带时间戳的X射线探测器值一起合并的时间戳信息。
如果使用计数读出电子装置，也可以使用电源的高输出电压电平的斜 率信息，以便通过校准和查表方法使相关X射线辐射谱与每个高输出电压 电平设置相关。
高输出电压电平的序列可以随着用户选择的产生或切换方案变化。 一种这样的可能切换方案如下利用根据图9 (A)的最小稳定时间对 称地和步进地增大和减小高输出电压电平V (=IUU2)。为了实现最小的稳定 时间，还可以在新的高输出电压电平稳定的同时利用格栅开关技术，例如 格栅开关单元18 (20)关闭X射线管17 (19)。这减小了不同X射线辐射
16谱图像之间的拖尾效应。
另一种可能的切换方案是形式为根据图9 (B)的不对称波或每帧时间 多个波(对称和不对称)的高输出电压电平V的序列。
在图9 (A)和图9 (B)中，V—m是平均或中间高输出电压电平，例如 上述第一恒定高电压电平仏，V_off是偏移电压，例如上述可控的第二较低 电压电平1)2，其是在(至少一个)正和(至少一个)负电平之间切换的(通 常V一off对于正负阶跃高度是相同的)。
如果希望的话，也可以调谐第一高电压电平。应当使两个高输出电压 电平的斜率都最小化(低于大约2(His)，从而实现如图9 (A)、图9 (B)所 示的理想矩形形状。每个高输出电压设置的高输出电压上可能的波动不是 关键的，这是因为可以校正所造成的偏差。
图IO示意性地示出了成像装置的示范性数据釆集方案Ds,其与高压切 换方案Hs处于时间同步的关系s。数据采集系统Ds必需要与X射线部分的 高压发生器101和/或格栅开关单元18、 20的切换方案Hs同步，以便确保 将每一帧F1、 F2、 F3之内的测量数据dl、 d2、 d3分配到X射线管17、 19 的高电压V1、 V2、 V3。例如，如图5所示，可以利用控制器电路301与格 栅开关单元18、 20之间的同步链接来实现这一目的。借助这些链接，可以 使格栅开关单元18、 20的触发器与控制器301同步，控制器301也确保了 与数据采集单元的同步。
根据图10的切换方案允许将来自高压发生器101的X射线管电压VI 与帧Fl中的测量数据dl相关联，以下电压Vx (V2， V3)与同一帧内的数 据dx (d2， d3)相关联。数据块dl、 d2、 d3…是一个成像帧(例如帧F1) 之内的子帧测量值。可以在所定义的图像帧之内使用这些子帧数据来对由 具有相关电压的X射线管17、 19的不同X射线谱所导致的能量信息进行计 算。
由于这些测量值具有高时间分辨率，还可以将子帧信息用于额外的图 像改善校正。
在图5中，优选借助控制器电路301彼此独立地经由格栅开关单元18、 20对格栅开关进行控制。
本发明的方法具有如下优点能够在不对完整的探测器原理做重大改变的前提下进行能量检测，从而可以使用基本标准的组件。此外，还可以
利用本发明的方法实现双x射线管概念。
根据本发明，尤其利用了工作在至少两个不同的可非常快切换的高输
出电压电平的常规x射线源，在一个常规图像帧之内提供不同但公知的多 色发射谱。利用以n个子帧替换常规帧的常规CT探测器来采集图像数据。 子帧的时刻与X射线管的电压切换是同步的。根据能谱CT模型处理所获得 的数据能够产生具有更高对比度性质的不同临床图像。此外，该方法允许 利用K边缘直接测量造影剂，从而实现定量化和仅有造影剂的图像，该图 像具有其所有新的临床特征，例如对血管内钙斑的识别。
另一个相当大的优点是可以将根据本发明的电源连同常规X射线源用 于特定应用领域中，而不是使用昂贵的单色同步加速器源。 一种这样的应 用领域是K边缘成像，尤其是K边缘数字减影血管造影术，其中使用了来 自同步加速器源的一般单色X射线(参见Rubenstein E. ， Hofstadter Zeman HD， Thompson AC等人的文章"ransvenous coronary angiography in humans using synchrotron radiation", Proc. Natl. Acad. Sci.USA 1986; 83: 9724-9728)。
在这种应用中，在向静脉注射造影剂之后，在造影剂K边缘(碘或钇) 之上和之下利用单色X射线束产生两个图像。两个测量值的对数相减产生 了能够精确量化的碘或钇增强的图像。在Esteve等人的"Coronary angiography with synchrotron X-ray sources on pigs after iodine or gadolinium intravenous injection" (Acad. Radiology 2002， Vol. 9， Suppl. 1， 92-97)中分析了这种技术，在该文中将该技术描述为比常规成 像流程入侵性小的技术，以在冠状动脉介入后观察患者。
由此，可以提供一种装置，用于以非入侵方式呈现冠状动脉，包括精 确的定量信息，例如关于血管腔尺寸的信息，可以将该装置应用在标准的X 射线计算机断层摄影扫描机上，其尤其适于使用造影剂(碘或钇)且比同 步加速器X射线源便宜得多。
此外，可以例如计算冠状动脉的轴向尺寸以及它们所含的碘量，从而 可以对狭窄进行探测和量化。对这种技术的主要兴趣是其适用于在基于选 择性动脉血管造影法的第一次普通冠状动脉血管造影术之后跟踪所观察到的狭窄。
最后，将对在根据本发明的涉及X射线源的能谱CT成像原理中为什么 需要以及需要多少不同的X射线管谱(tube spectra)以及因而需要高输 出电压电平做出简短概述。
能谱CT的特殊特征是能够重构仅有造影剂的图像。为此，需要至少三 个不同的多色管谱。如下文所述，其原因是可以用光电效应、康普顿效应 和具有K边缘的造影剂(CM)的线性组合来对被扫描的对象进行建模
通过考虑CT能量范围内的两个相关物理过程，即分别具有其一般能量 依赖性￡-3和/^(五)的光电效应和康普顿散射，可以将线性衰减系数;/(五,30 分解成依赖于能量(不依赖于位置)的部分和不依赖能量(依赖于位置) 的部分
其中Aw(五)是Klein-Nichina公式。不过，为了利用造影剂(CM)进 行冠状动脉成像，引入进一步分解可能是有帮助的
幻=)￡_3 + (￡) +(E)PCM (勾.
其中/^(五)(cmVg)是质量衰减系数，JV(幻汲(g/cm2)是面密度
光电效应和康普顿项不应已经涵盖造影剂项，以便能够重构容易的仅 有造影剂的图像。
为了治疗冠状动脉硬化，第四被加数可能是必要的且充分的，其说明 了图像的硬化部分。这可以实现斑块厚度的量化，即根据下式分解线性衰 减系数
5) = fl(幻五-3 + 6(f (￡) + (￡)yOCM (幻+ /4 (五)/ Ca (幻.
通常，在计算机断层摄影中，假设被扫描的对象是由m种M五,幻表示 的化合物的材料混合物构成的，因此可以用下式表示被测量M:
<formula>formula see original document page 19</formula>其中，30 =艺/V(￡)A("代表m种化合物。
代入一个以上的具有不同管谱0),.(五)，/<1,..,"]，优选具有n个不同平均
能量的测量值，得到具有m个未知Jp/幻汲的n个非线性方程
, ^;-;^(五)j"。(;f)必 —In J~~-
、 ^
如果解该非线性方程以获得这些未知数(在n^m的情况下)，那么CT 重构可以通过实线积分确定A(巧。要指出的重要一点是重构的量是质量 密度，艮卩，与被扫描身体中的材料浓度直接相关的量。因此，在这种方法 中，如果可以精确获得作为位置函数的造影剂质量密度(用造影剂填充血 管腔)，那么就也可以获得血管腔的定量信息。这种定量信息是冠状动脉血 管造影术中的重要方面。
具体而言，由于假设被扫描对象是由组织、骨骼，或许还有造影剂构 成的，因此在三个不同管电压下进行三次测量就足够了。在如下(正确) 假设之下该方法有效不同软组织(t)材料具有相似的质量衰减^(巧和
密度AOO，而骨骼(钙化)和造影剂(碘或钇)的质量衰减和密度在骨骼、 碘和钇之间是不同的，而且与软组织的质量衰减和密度的差异也充分大。
对于造影剂的K边缘成像，优选使用至少三个不同的管电压，提供平 均能量在K边缘上下的谱以及平均能量非常接近被研究的造影剂的K边缘 的谱。
另一方面与技术本质有关。必须用数值方式解非线性方程组，优选用 极大似然法解非线性方程组。如果该系统是超定的，亦即即使仅重构三种 不同材料的密度，从该角度来看也优选使用超过三个不同的管谱以及测量， 那么据信该解会更加敏感且鲁棒。要指出的重要一点是，所提出的方法并 不依赖重构图像的减法(subtraction)来获得最终的高对比度图像——在 利用(来自笨重的同步加速器的)单色X射线进行常规K边缘数字减影血 管造影术的情况下，则需要依赖减法。对于利用整组测量数据重构的图像 中的噪声而言这一特征非常有利。
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权利要求
1、一种用于产生高输出电压的电源，用于向具有至少一个X射线源的X射线发生器系统供电，所述电源包括至少用于提供第一电压电平(U1)的第一电压源(106)和用于提供第二电压电平(U2)的第二电压源(107)，所述电压源(106，107)级联连接，以便产生所述高输出电压，所述高输出电压包括至少第一高输出电压电平和第二高输出电压电平，所述第一高输出电压电平至少基本等于所述第一电压电平(U1)，所述第二高输出电压电平至少基本等于级联的所述第一电压电平和所述第二电压电平(U1±U2)。
2、 根据权利要求l所述的电源，其中所述第一电压源(106)是用于提供第一高电压电平(U,)的高电 压源，所述第二电压源(107)是用于提供低于所述第一高电压电平(仏) 的第二电压电平(U2)的低电压源。
3、 根据权利要求l所述的电源，包括开关(22)，用于在所述第一高输出电压电平(仏)和所述第二高 输出电压电平(仏±1)2)之间切换所述电源的可切换输出端子(162)。
4、 根据权利要求l所述的电源，包括具有第一到第z级的高压倍增器(14)，其中在b级和f级之间分 出所述第一电压电平，在k级和m级之间分出所述第二电压电平，其中b〈f 《k〈m《z。
5、 根据权利要求l所述的电源，其中提供所述第二高电压源(107)，使其能够在大致为零的第一电压 电平和至少一个预定的正或负的第二电压电平之间快速切换。
6、 根据权利要求l所述的电源，包括控制器电路(301)，用于探测实际的高输出电压电平并供应第一 控制信号和第二控制信号中的至少一个，以便相应地控制所述第一和第二 高电压源(106， 107)中的至少一个，从而产生选定的高输出电压电平。
7、 根据权利要求6所述的电源，其中提供所述控制器电路(301)以供应至少第三控制信号，用于控制 至少一个格栅开关或至少一个X射线管(17， 19)中用于控制所述格栅开 关的格栅开关单元(18， 20)。
8、 根据权利要求l所述的电源，其中所述第一高电压源(106)包括第一高频逆变器(11)、第一谐振 电路(12)以及用于操作高压倍增器(14)的第一高压变压器(13)。
9、 根据权利要求8所述的电源，其中所述第二电压源(107)包括可控的第二高频逆变器(111)和第 二谐振电路(112),所述第二谐振电路(112)用于为第二高压变压器(113) 供电，以产生AC电压电平形式的所述第二电压电平。
10、 根据权利要求8所述的电源，其中所述第二电压源(107)包括高压整流器(114)，用于对所述第二 高压AC电平整流并产生DC电压电平形式的所述第二电压电平。
11、 根据权利要求8所述的电源，其中所述第二电压源(107)包括第二高频逆变器(111)、第二谐振电 路(112)和第二高压变压器(113)，所述第二高压变压器(113)用于为 高压发生器(115)供电，以产生所述第二电压电平。
12、 一种X射线管发生器系统，包括根据权利要求1到11中的至少一 项所述的电源和至少一个X射线管。
13、 一种计算机断层摄影(CT)设备，包括根据权利要求12所述的X 射线管发生器系统或根据权利要求1到11中的至少一项所述的电源。
全文摘要
公开了一种用于产生高输出电压的电源，该电源用于向具有至少一个X射线源(17)的X射线发生器系统供电，尤其是向用于计算机断层摄影(CT)应用的X射线发生器系统供电，其中该高输出电压包括至少两个不同的可快速切换的高输出电压电平(U₁；U₁±U₂)，从而可以利用一个常规的X射线管(17)执行能谱CT测量。此外，还公开了一种包括该电源和至少一个X射线管(17)的X射线管发生器系统以及一种包括该电源的计算机断层摄影(CT)设备。
文档编号H05G1/12GK101507369SQ200780031823
公开日2009年8月12日 申请日期2007年8月21日 优先权日2006年8月31日
发明者C·勒夫, G·福格特米尔, G·蔡特勒 申请人:皇家飞利浦电子股份有限公司