技术领域
[0001] 本
发明涉及一种X射线源、一种成像设备以及一种控制X射线源中的X射
线束的能级的方法。本发明能够被应用于计算机
断层摄影设备，并且包括谱计算机断层摄影设备。
背景技术
[0002] 当使用X射线对对象或患者进行成像时，最终图像的
质量主要取决于所使用的X射线的
能量。
[0003] 事实上，越多的
光子能够通过待成像的对象或患者到达探测器，图像噪声越低。取决于对象或患者的某些参数，例如其厚度，将需要不同量的能量以允许光子通过。然而，通常被更强吸收的低能量光子携带更重要的
对比度信息。在厚对象中，低能量光子的损失可能变得太高(射束硬化)并且可能需要谱中的更多高能量光子来达到可接受的图像噪声
水平。理想的X射线能量分布当然取决于待成像的对象或患者(在下文中，术语“X射线谱”将无差别地用于指代X射线能量分布，因为每个
波长对应于能量值)。
发明内容
[0004] 本发明的目的是提供一种X射线源和方法，其能够静态或动态地对所使用的X射线束进行塑形。
[0005] 根据本发明的第一方面，该目的通过一种用于成像设备的X射线源来实现，其包括：
[0007] -电源，其被配置为在所述至少三个电极之中的第一电极与第二电极之间提供初级间隙
电压，所述初级间隙电压具有AC分量，引起从所述第一电极朝向所述第二电极的
电子的传输，以及
[0008] -
控制器，其被配置为在所述至少三个电极之中的第三电极上供应可变电势，[0009] 其中，所述X射线源被配置为基于所述第一电极与所述第二电极之间的电压差来生成具有能谱的X射线束，
[0010] 并且其中，所述控制器被配置为每当预定条件被满足时，将所述第三电极上的所述可变电势设置为引起所述电子的传输的至少部分阻挡的值。
[0011] 第一电极通常被称为“
阴极”，第二电极通常被称为“
阳极”。第三电极通常被称为“网格”，尽管它不一定具有网格形状。第三电极实际上能够是网格形状的，但它可以具有不会完全阻挡第一电极与第二电极之间的电子的传输的任何适当的形状。第三电极优选被
定位在第一电极与第二电极之间，但它也可以被定位在其他
位置，只要X射线源的实际布局不妨碍其实现其功能。
[0012] 根据本发明的X射线源通常具有三个电极，但是它也可以具有更大量的电极。特别地，第一电极、第二电极和/或第三电极中的任何可以被一起协作以实现相同功能的多个电极替代。这在“网格”的情况下尤其有用，因为这能够允许更复杂的形状和提高的效率。X射线源可以包括其他电极，例如基电极或栅电极。
[0013] 第一电极和第二电极可以由相同材料或不同材料制成。它们优选由金属材料制成，金属材料例如为选自钨、钼或
铜的材料。该材料能够是复杂的组合物或合成物，例如被设计为抗高温的复杂组合物或合成物，例如钼芯上的钨-铼靶。
[0014] 第一电极和第二电极可以具有任何形状。优选地，第二电极具有圆形对称的形状并且可旋转。
[0015] 由初级间隙电压引起的第一电极与第二电极之间的电子的传输是
电流。其值取决于初级间隙电压、阴极的电子发射率以及填充第一电极与第二电极之间的空间的材料。优选地，所有电极被定位在填充有适当的材料的
外壳中，适当的材料例如为非常低压的惰性气体，其甚至可以认为是
真空。这允许电极之间的电子的最佳传输。从第一电极传输的电子最终将与第二电极碰撞，将其部分能量从其金属结构转移到其他电子，并将其能量的剩余部分转换成X射线
辐射。
[0016] 被定位在X射线生成器外部的X射线探测器基于所选择的探测器技术在预定周期上来检测由所述碰撞生成的光子。在本发明的背景下，探测器可以是技术人员已知的任何适当的类型。
[0017] 输出谱取决于初级间隙电压的值：输出谱是kVp相关的。
[0018] 如果第三电极被设置为合适的值，例如绝对值大的负值，则来自阴极的所有电子都不能通过第三电极，从而有效地停止X射线发射。
[0019] 在优选
实施例中，第三电极被设计为使得电子不会撞击第三电极。如果第三电极的电势为负的，则电子被阻挡，而如果它为正的，则总
电场将电子朝向向阳极引导。
[0020] 通过将第三电极重置为其初始值，电子的传输朝向第二电极重新开始并且再次从源发射X射线辐射。
[0021] 要务必注意的是，必须选择施加到第三电极(“网格”)的电势的初始值，使得避免朝向它的任何不想要的
泄漏电流。优选地，施加到第三电极的电势的初始值高于施加到第一电极(即“阴极”)的电势。
[0022] 上述布局因此允许X射线源的非常快速的接通和断开。
[0023] 在本发明的主要实施例中，初级间隙电压具有AC分量。这生成连续变化的输出谱。AC分量
频率的频率被选择为使得X射线探测器的积分周期是AC分量的一个或多个周期。因此，由探测器检测到的有效谱是谱上的平均值。
[0024] 使用先前描述的快速切换系统，当预定条件被满足时，优选当初级间隙电压具有预定感兴趣值时，能够选择性地允许电子传输。这允许控制哪个kVp贡献于平均谱，从而对X射线束塑形。
[0025] 优选地，每当初级间隙电压位于最小消光值与最大消光值之间时，第三电极上的可变电势被设置为引起所述电子的传输的至少部分阻挡的值。这允许有效的kVp控制：被包括在这些消光值之间的kVp因此能够不贡献于所发射的谱。
[0026] 最小消光值能够被包括在30kVp与80kVp之间，而最大消光值能够被包括在80kVp与160kVp之间。然而，在一些应用中，例如在提供DC分量的情况下，消光值能够超过这些边界。
[0027] 每当初级间隙电压不在合适的最小触发值与最大触发值之间时，未被包括在特定间隔中的任何kVp值可以通过将第三电极上的可变电势设置为引起所述电子的传输的至少部分阻挡的值而被阻挡。
[0028] 优选地，初级间隙电压具有DC分量。DC分量允许加强电子的通量并且避免从第二电极到第一电极的任何电子的传输。DC分量还允许选择X射线谱的kVp值将在哪个值范围内进行选择。优选地，所述DC分量在80千伏特与150千伏特之间，更优选在90千伏特与120千伏特之间，并且甚至更优选为约100千伏特。
[0029] 第三电极上的可变电势可以被设置为以规则间隔引起所述电子的传输的至少部分阻挡的值，所述间隔对应于给定的第一频率。这允许在第三电极与地之间施加任何共同的周期性电压，例如正弦电压。这种电压容易使用常见
信号处理技术来调谐，并且可以取决于初级间隙电压而被有效地塑形。特别地，所述第一频率可以被设置为与初级间隙电压的AC分量的频率相匹配，以便确保它总是贡献于针对每个连续周期的输出X射线谱的相同的kVp。
[0030] 优选地，第三电极上的可变电势是垛口形电压。尽管这样的电压包括可能很麻烦的非常高频的分量，但是它允许在当来自第一电极的电子被传输朝向第二电极时的时间与当电子不能够被传输朝向第二电极时的时间之间进行明确切割，
开关的“接通位置”对应于垛口形电压的高值，“断开位置”对应于垛口形电压的低值。在一些情况下，可能优选的是使用没有任何高频分量的电压。
[0031] 初级间隙电压的AC分量能够具有包括在10Hz与20kHz之间的频率，优选接近探测器的读出频率。AC分量的频率优选足够高以使得探测器在AC分量的一个或多个周期上对输出谱求平均。
[0032] X射线源还可以包括
变压器。具体地，变压器可以被配置为使至少三个电极的阻抗适应管以获得
谐振电路。这样的
谐振电路在节能方面能够是感兴趣的，并且减少了由系统产生的热的量。
[0033] 本发明还涉及一种包括根据本发明的X射线源的成像设备。
[0034] 根据本发明的成像设备优选为计算机断层摄影设备，包括例如谱计算机断层摄影设备，但是包括X射线源的任何其他医学成像设备受益于本发明。
[0035] 根据本发明的另一方面，一种控制X射线源中的X射线束的能级的方法包括：
[0036] 生成引起从第一电极朝向第二电极的电子的传输的初级间隙电压，所述电子撞击生成X射线束的所述第二电极，
[0037] 每当预定条件被满足时，将第三电极上的电势设置为引起所述电子的传输的至少部分阻挡的值。
[0038] 这种方法优选使用上述设备来实现，但是也能够使用任何其他适当的布局来实现。
附图说明
[0039] 通过阅读本发明的实施例的以下详细描述并且通过审查附图将更好地理解本发明，在附图中：
[0040] -图1示意性地表示根据本发明的设备的总体布局，
[0041] -图2表示对应于施加到标准X射线源的不同kVp值的瞬时X射线谱，[0042] -图3是示出随时间的施加到根据本发明的设备的电极的不同电压以及得到的X射线的图。
具体实施方式
[0043] 为了实现本发明的主要实施例，建立了网格开关11。
[0044] 图1表示根据本发明的设备1。
X射线管2包括第一电极(阴极13)和另一电极(阳极12)。
[0045] 以常见的方式通过从阴极13朝向阳极12发送高能量电子产生X射线。电子的能量的部分被阳极12吸收，并且其小部分通过发射X射线辐射20而恢复。为了诱发从阴极13到阳极12的电子的传输，在阴极13与阳极12之间施加初级间隙电压PV。
[0046] 得到的发射的X射线谱取决于所传输的电子的能量，并且因此取决于所述初级间隙电压PV。为了对输出谱具有不同的能量贡献，初级间隙电压PV具有由高压发生器15产生的高压DC分量或偏移和由AC发生器16产生的AC分量两者。AC分量和DC分量通过变压器17汇总在一起。发生器16、变压器17以及管能够被设计为谐振电路。
[0047] 在阳极12与阴极13之间插入网格状电极14。网格状电极14是网格开关系统11的部分，网格开关系统11还包括控制器，该控制器能够向电极14施加特定网格电势GV、垛口形电压。所述网格电势GV允许在期望时非常快速地停止X射线发射20。
[0048] 术语网格开关指的是本领域中已知的允许得到的X射线束的非常快速的消光的X射线管内部布局。
[0049] 由于电容效应，当初级间隙电压PV被设置为零时，X射线发射不会立即停止。网格开关允许解决该问题。
[0050] 网格开关11具有两个位置：接通位置和断开位置。当开关接通时，开关尽可能少地干扰从阴极13朝向阳极12行进的电子。因此，电极14的电势被设置为高正值V。当开关断开时，开关阻碍由阴极13发射的电子到达阳极12。因此，电势被设置为绝对值高的负值v。
[0051] 接通位置与断开位置之间的转变由未示出在图上的控制器控制，该控制器相应地设置电极14上的电势GV。可以以任何方式进行转变，但是在两个恒定电压值之间切换的最方便的方式是使用具有垛口形电压曲线的电压。
[0052] 网格电势GV被选择以便仅允许初级间隙电压PV的某些值贡献于平均输出X射线谱。图2图示了两种可能的网格电势GV和得到的输出X射线谱。在第一实施例中，对应于该图的纯灰色区域，当初级间隙电压PV被包括在最小值n1与最大值N1之间时，网格开关被设置到其接通位置；n1和N1定义包括初级间隙电压PV的最大值的间隔。当初级间隙电压PV不在这些值之间时，网格开关被设置到其断开位置。由于这种配置，得到的X射线谱(绘制在图2的左上
角上的α图)具有仅包括在n1与N1之间的能量贡献：它允许具有高能量尾的谱，这对于例如对厚患者进行成像可以是有用的。在第二实施例中，对应于该图的阴影区域，当初级间隙电压PV被包括在最小值n2与最大值N2之间时，网格开关被设置到其接通位置；n2和N2定义包括初级间隙电压PV的最小值的间隔。当初级间隙电压PV未被包括在这些值之间时，网格开关被设置到其断开位置。由于这种配置，得到的X射线谱(绘制在图2的右上角上的β图)具有仅包括在n2与N2之间的能量贡献，这允许低kVp
光谱，其允许更好对比度图像。
[0053] 这两个实施例都意味着网格电势GV是与初级间隙电压PV具有相同的频率的周期性电势，以便总是切割相同的电压值。
[0054] 如图3所示，本发明还允许组合若干能量范围。在图3中，每当初级间隙电压在n1与N1之间或在n2与N2之间时，网格开关被设置到其接通位置，并且否则被设置到其断开位置。这允许对输出谱塑形。图3b表示三个不同的输出X射线谱。用灰色细线31绘制的第一谱对应于在对谱的唯一能量贡献是低kVp(例如包括在n2与N2之间的情况)时检测到的X射线谱。用普通粗线32绘制的第二谱对应于在对谱的唯一能量贡献是高kVp(例如包括在n1与N1之间的情况)时检测到的X射线谱。最后，用点线33绘制的第三谱对应于具有两种贡献的谱。后者具有高能量尾，其允许有效地对较厚的患者进行成像，而且也具有增加的低能量部分，其允许更好的对比度。
[0055] 通过调整组合，本领域技术人员获得对根据需要(例如根据待成像的患者的生理机能)增加贡献的许多方式的大量自由。
[0056] 本领域技术人员也能够使用不同的网格电势GV。事实上，垛口形电压仅允许网格开关系统的两个位置，并且因此仅允许关闭某些辐射。通过使用塑形电压，能够给每个值赋予权重，并且因此更精细地控制射束能量。
[0057] 控制射束能量允许最小化由被成像的患者有效接收的X射线辐射的剂量。
[0058] 虽然已经在附图和前述描述中详细说明和描述了本发明，但是这样的说明和描述被认为是说明性的或示例性的而不是限制性的；本发明不限于所讨论的实施例。
[0059] 通过研究附图、
说明书和所附
权利要求，本领域技术人员在实践要求保护的本发明时可以理解和实现所公开的实施例的其他变型。在权利要求中，词语“包括”不排除其他元件或步骤，并且词语“一”或“一个”不排除多个。单个处理器或其他单元可以实现权利要求中记载的若干项目的功能。在相互不同的
从属权利要求中记载了某些措施这一事实并不表示这些措施的组合不能被有利地使用。权利要求中的任何附图标记不应被解释为限制范围。
