DE4010681C2

DE4010681C2 -

Info

Publication number: DE4010681C2
Application number: DE19904010681
Authority: DE
Inventors: Roland Dipl.-Ing. O-8019 Dresden De Reuther
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 1989-12-22
Filing date: 1990-04-03
Publication date: 1992-12-24
Also published as: DD290761B5; DE4010681A1

Description

Die Erfindung betrifft einen Röntgengenerator gemäß dem Oberbegriff des Patentanspruches 1; vgl. DE 36 00 205 A1.The invention relates to an X-ray generator according to the Preamble of claim 1; see. DE 36 00 205 A1.

Der aus der DE 36 00 205 A1 brerkannte Röntgengenerator weist eine ungesteuerte Dioden-Brücke zur Netzspannungsgleichrichtung, ein sich anschließendes LC-Siebglied zur Glättung der 100 Hz-Netzkomponente, einen Wandler zur Gleichspan nungs/Gleichspannungswandlung und einen daran angeschlossenen Transistor-Brückenwechselrichter zur Gleichspannungs/ Wechselspannungswandlung sowie einen Hochspannungstransformator auf, dessen Primärwicklung in der Diagonalen des Brückenwechselrichters liegt und an dessen Sekundärwicklung schließlich über Hochspannungsgleichrichter und Glättungskondensatoren eine Röntgenröhre angeschlossen ist. Die Speisung des Hochspannungstransformators erfolgt dabei mit mittelfrequenter Rechteckspannung. Die Einstellung der Röntgenröhrenspannung wird mit Hilfe des Wandlers durch Variation des Tastverhältnisses vorgenommen. Ein Nachteil eines derartigen Röntgengenerators besteht darin, daß das LC-Siebglied eine Erhöhung der Impedanz des Leistungskreises zur Folge hat, was mit einer entsprechenden Verlängerung der Anstiegszeit der Röntgenröhrenspannung beim Einschalten einer Röntgenaufnahme einerseits und einer Verringerung der abgebbaren Röhrenleistung andererseits einhergeht. Dem weiteren Nachteil der nicht hinreichenden Regeldynamik bei der Spannungsregelung mittels des Wandlers einem solchen Röntgengenerator wird hierbei dadurch begegnet, daß eine Taktung des Wechselrichters zur Verringerung der Pulsation vorgenommen wird. Diese Taktung erhöht jedoch die Gefahr von Unsymmetrien in der Wechselrichterbrücke.The X-ray generator known from DE 36 00 205 A1 has an uncontrolled diode bridge for mains voltage rectification, a subsequent LC filter section for smoothing the 100 Hz network component, a converter for DC voltage voltage / DC voltage conversion and a connected to it Transistor bridge inverters for DC voltage / AC voltage conversion and a high-voltage transformer on whose primary winding is in the diagonal of the bridge inverter and on its secondary winding finally via high voltage rectifiers and Smoothing capacitors are connected to an X-ray tube. The feeding of the high voltage transformer is done with medium frequency square wave voltage. The adjustment of the x-ray tube voltage is done with Help the converter by varying the duty cycle performed. A disadvantage of such an X-ray generator is that the LC filter element an increase in Impedance of the power circuit results in what with a corresponding extension of the rise time of the X-ray tube voltage when switching on an X-ray on the one hand and one Reduction of the deliverable tube power on the other hand. The other disadvantage of not sufficient control dynamics in the voltage regulation by means of the converter of such an X-ray generator countered that a clocking of the inverter to Reduction in pulsation is made. This timing however increases the risk of asymmetries in the inverter bridge.

Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, einen Röntgengenerator der eingangs genannten Art anzugeben, bei dem Maßnahmen getroffen sind, die zu einer weiteren Herabsetzung der Welligkeit der an der Röntgenröhre zur Verfügung stehenden Gleichspannung beitragen. Außer niedrigen Verlusten im Leistungskreis sollen darüber hinaus die Anstiegs- und die Abfallzeit der Röntgenröhrenspannung beim Schalten einer Röntgenaufnahme möglichst klein sein.The invention has for its object a To specify an X-ray generator of the type mentioned at the outset, where measures are taken that lead to a further reducing the ripple on the x-ray tube available DC voltage contribute. In addition to low losses in the power circuit should be about the rise and fall times of the X-ray tube voltage when switching an x-ray as small as possible be.

Erfindungsgemäß wird diese Aufgabe durch den kennzeichnenden Teil des Patentanspruches 1 gelöst. Eine Weiterbildung der Erfindung ergibt sich aus dem Patentanspruch 2. According to the invention, this object is achieved by the characterizing Part of claim 1 solved. A further education of the Invention results from claim 2.

Der wesentliche Vorteil der erfindungsgemäßen Lösung besteht darin, daß ein niederohmiger Leistungskreis mit einer Schaltung zur Einstellung und Stabilisierung der Eingangsspannung des Wechselrichters und damit letztlich der Röntgenröhrenspannung geschaffen wurde, der ohne Induktivitäten in Siebgliedern aus kommt, so daß eine größtmögliche Generatorleistung abgegeben werden kann. Die erfindungsgemäße Lösung trägt dazu bei, daß die Röntgenröhre mit einer Gleichspannung versorgt wird, die kürzeste Aufnahmezeiten erlaubt. Die erreichte niedrige Wellig keit der Röntgenröhrenspannung erhöht die Dosisausbeute und verringert außerdem die weichen Anteile im Spektrum der Röntgen strahlung, was mit einer Verringerung der Patientenbelastung einhergeht.The main advantage of the solution according to the invention is in that a low-impedance power circuit with a circuit for setting and stabilizing the input voltage of the Inverter and ultimately the X-ray tube voltage was created, the inductors in filter elements comes, so that the greatest possible generator power output can be. The solution according to the invention helps that the X-ray tube is supplied with a DC voltage that shortest recording times allowed. The low wave reached X-ray tube voltage increases the dose yield and also reduces the soft fractions in the X-ray spectrum radiation, resulting in a reduction in patient exposure goes along.

Die Erfindung soll nachstehend anhand eines Beispieles und einer Zeichnung näher erläutert werden.The invention is intended to be based on an example and a drawing will be explained in more detail.

Die Zeichnung zeigt das Blockschaltbild des Leistungskreises eines Röntgengenerators, dessen Hochspannungstransformator mit einer mittelfrequenten Spannung gespeist wird.The drawing shows the block diagram of the power circuit an X-ray generator, the high-voltage transformer with a medium-frequency voltage is fed.

Der Leistungskreis weist eine Netzspannungsgleichrichterschaltung 1 mit einem Siebkondensator 2 auf, der ein Gleichspannungs/Gleichspannungswandler nachgeschaltet ist. Der Wandler 3 arbeitet unter Zwi schenschaltung eines Entkopplungsgliedes 4 auf einen Transistor- Wechselrichter 5 in Brückenschaltung. In der Diagonalen der Brückenschaltung des Transistor-Wechselrichters 5 liegt die Primärwicklung eines Hochspannungstransformators 6, an dessen Sekundärwicklung über Hochspannungsgleichrichter 7 und Glättungs kondensatoren 8 eine Röntgenröhre 9 angeschlossen ist. Der Wandler 3 besteht in bekannter Weise aus einem Transistor 10, einer Freilaufdiode 11, einer Induktivität 12, einem Kon densator 13 sowie einem aus Widerständen 14, 15 aufgebauten Spannungsteiler. Dabei ist der Emitter des Transistors 10 mit einer der beiden Eingangsklemmen des Wandlers 3 und der Kollektor desselben Transistors 10 einerseits mit der Anode der Diode 11 und andererseits mit der Induktivität 12 verbunden. The power circuit has a mains voltage rectifier circuit 1 with a filter capacitor 2 , which is followed by a DC voltage / DC converter. The converter 3 works with the interposition of a decoupling element 4 on a transistor inverter 5 in a bridge circuit. In the diagonal of the bridge circuit of the transistor inverter 5 is the primary winding of a high-voltage transformer 6 , to the secondary winding via high-voltage rectifier 7 and smoothing capacitors 8, an X-ray tube 9 is connected. The converter 3 consists in a known manner of a transistor 10 , a free-wheeling diode 11 , an inductor 12 , a capacitor 13 and a voltage divider constructed from resistors 14, 15 . The emitter of the transistor 10 is connected to one of the two input terminals of the converter 3 and the collector of the same transistor 10 is connected on the one hand to the anode of the diode 11 and on the other hand to the inductor 12 .

Auf die Basis des Transistors 10 arbeitet ein Pulsbreitenmo dulator 16. Die Kathode der Diode 11 ist mit der anderen Ein gangsklemme sowie mit einer der beiden Ausgangsklemmen des Wandlers 3 verbunden. Von der anderen Ausgangsklemme des Wandlers 3 führt eine Leitung zur Induktivität 12. Kondensator 13 und Spannungsteiler 14, 15 sind einander parallel geschaltet und gleichfalls mit den Ausgangsklemmen des Wandlers 3 verbunden. Vom Verbindungspunkt der Widerstände 14, 15 führt eine Leitung zu einem Komparator 17, der auf den Puls breitenmodulator 16 arbeitet. Das erfindungsgemäß zwischen Wechselrichtereingang und Wandler 3 geschaltete Ent kopplungsglied 4 besteht aus einer Diode 18 und der Parallel schaltung eines Kondensators 19 mit einem Widerstand 20. Der Wechselrichter 5 setzt sich aus vier in Brückenschaltung angeordneten Transistoren 21 bis 24, diesen Transistoren 21 bis 24 zugeordneten Dioden 25 bis 28 sowie zwei Übertragern 29 und 30 zusammen, wobei mittels Übertragers 29 eine synchrone Ansteuerung der Transistoren 21 und 22 und mittels Übertragers 30 eine syn chrone Ansteuerung der Transistoren 23 und 24 erfolgt. Die Netzspannungsgleichrichterschaltung 1 beaufschlagt den Wandler 3 mit einer Gleichspannung U_E, die mit Hilfe des Kondensators 2 grob geglättet ist. Der Wandler 3 dient sowohl zur Stabilisierung als auch zur Stellung der Ein gangsgleichspannung U_EW des Wechselrichters 5, die lediglich um die Diodenflußspannung der Diode 18 des Entkopplungsgliedes 4 von der an den Ausgangsklemmen des Wandlers 3 anliegenden Ausgangsspannung U_A abweicht. Die Größe der Eingangsgleichspan nung U_EW ist dabei ein Maß für die gewählte Röntgenröhrenspannung und den im Überlastungsschutz berechneten Röntgenröhrenstrom. Eine dafür repräsentative Steuerspannung U_Ref wird vom in der Zeichnung nicht dargestellten Überlastungsschutz des Röntgen generators ausgegeben und als Sollwert dem Komparator 17 zu geführt, wo dieser Wert mit dem Istwert, das heißt einer am Spannungsteiler 14, 15 entnommenen, der Ausgangsspannung U_A des Wandlers 3 proportionalen Spannung verglichen wird. Der Komparator 17 steuert den Pulsbreitenmodulator 16, wobei dessen Taktfrequenz konstant gehalten wird und beispielsweise 20 kHz beträgt. Durch Variation der Pulsbreite im Bereich von ca. 0,15 . . . 0,9 ist die Stellung und die Regelung der Ausgangs spannung U_A im Breich von 75 bis 190 V unter Beachtung der Störeinflüsse, wie Netzspannungszusammenbruch bzw. Netzspannungs toleranz und Laststromänderungen möglich. Mit diesem Spannungs bereich kann letztlich die Röntgenröhrenspannung im vorliegenden Beispiel von 40 bis 105 KV eingestellt und konstant gehalten werden. Aufgrund der hohen Taktfrequenz wird die Welligkeit der Ausgangsspannung U_A sehr klein, so daß auch die Röntgenröhren spannung eine geringe Restwelligkeit der 100 Hz-Netzkomponente besitzt. Das heißt, die mittels Kondensator 2 nur grob ge glättete Gleichspannung U_E wird mit Hilfe des aus Wandler 3, Komparator 17 und Pulsbreitenmodulator 16 bestehenden Regel kreises weiter geglättet. Beim Einschalten einer Röntgenaufnahme wird die Gleichspannung U_E durch den Kondensator 2 für wenige Millisekunden gepuffert, wodurch besagter Regelkreis innerhalb einer Zeit, die wesentlich kleiner als die kürzeste Aufnahmezeit ist, den Netzspannungszusammenbruch vollständig ausregeln kann. Mit dem erfindungsgemäß zwischen Wechselrichtereingang und Tief setzstellerausgang geschalteten Entkopplungsglied 4 wird ver hindert, daß es in der nichtaktiven Phase des Wechselrichters 5, das heißt, wenn alle vier Transistoren 21 bis 24 gesperrt sind, zu einem Energierückfluß durch Entmagnetisierung der Induktivität des Hochspannungstransformators 6 in den Ausgang des Wandlers 3 kommt. Das heißt, die Diode 18 ist so gepolt, daß selbige den Energiefluß in Richtung Last zuläßt, in entgegenge setzter Richtung jedoch sperrt. Durch diese Maßnahme wirkt der Energierückfluß nicht als Störgröße auf die stabilisierte Aus gangsspannung U_A, was insbesondere bei hohen Taktfrequenzen des Wechselrichters 5 von Bedeutung ist. Der geringe und vor allem weitgehend konstante Spannungsabfall an der Diode 18 ermöglicht außer der einfachen Vorausberechnung der Steuerspannung U_Ref, daß eine höhere Ausgangsleistung des Röntgenstrahlers erreicht werden kann. Die trotz des Entkopplungsgliedes 4 niedrige Impedanz des Leistungskreises gewährleistet steile Einschaltflanken der Röntgenröhrenspannung. Der Kondensator 19 des Entkopplungsgliedes 4 ist so dimensioniert, daß die Rückflußenergie bei maximaler Leistung aufgenommen werden kann und die Fallzeit der Röntgenröhrenspannung beim Ausschalten einer Röntgenaufnahme etwa der Anstiegszeit beim Einschalten derselben Röntgenaufnahme entspricht. Der Widerstand 20 des Entkopplungsgliedes 4 stellt einen Teil der notwendigen Grundlast für den Wandler 3 dar, da dieser nicht leer lauffest ist. Die Leerlauffestigkeit des Wandlers 3 ist aber während der Vorbereitungszeit einer Röntgenaufnahme er forderlich. Der Wechselrichter 5 arbeitet mit einer Frequenz von beispielsweise 2 kHz bei konstantem Tastverhältnis. An der Primärwicklung des Hochspannungstransformators 6 liegt eine Rechteckspannung konstanter Kurvenform, die eine minimale Wellig keit der Röntgenröhrenspannung gewährleistet. Um beim Einschal ten einer Röntgenaufnahme die Aufladung der Glättungskondensa toren 8 im Hochspannungskreis des Röntgenstrahlers sehr schnell zu ermöglichen, sind sowohl im Wandler 3 als auch im Wechsel richter 5 stromstarke Halbleiterbauelemente 10 bzw. 21 bis 24 erforderlich. Dabei wirkt der geladene Kondensator 19 im Ent kopplungsglied 4 während der Einschaltflanke einer Röntgenauf nahme als Energiepuffer, weil der Wandler 3 bereits mit der Vorbereitung der Röntgenaufnahme eingeschaltet wird. Für die Betriebssicherheit der Bauelemente im Leistungskreis sorgt eine sehr schnell wirkende Schutzschaltung 31. Dazu wird der Strom im Wandler mit Hilfe eines Stromwandlers 32 gemessen und beim Überschreiten eines vorgegebenen Grenzwertes I_max des Stromes der Wandler 3 über den Pulsbreitenmodulator 16 abgeschaltet. Unabhängig vom Strom I wird auch die Ausgangsspannung U_A des Wandlers 3 überwacht, indem diese mit einem vorgegebenen maximalen Wert U_Amax verglichen wird. Beim Überschreiten dieses Wertes U_Amax wird gleichfalls die Schutzschaltung 31 wirksam und der Wandler 3 über den Pulsbreitenmodulator 16 abge schaltet.A pulse width modulator 16 operates on the base of transistor 10 . The cathode of the diode 11 is connected to the other input terminal and to one of the two output terminals of the converter 3 . A line leads from the other output terminal of converter 3 to inductance 12 . Capacitor 13 and voltage divider 14, 15 are connected in parallel with each other and also connected to the output terminals of converter 3 . A line leads from the connection point of the resistors 14, 15 to a comparator 17 , which works on the pulse width modulator 16 . The coupling element 4 according to the invention connected between the inverter input and converter 3 consists of a diode 18 and the parallel connection of a capacitor 19 with a resistor 20 . The inverter 5 is composed of four transistors 21 to 24 arranged in a bridge circuit, diodes 25 to 28 assigned to these transistors 21 to 24 , and two transformers 29 and 30 , with a synchronous activation of the transistors 21 and 22 by means of a transformer 29 and one by means of a transformer 30 Synchronous control of transistors 23 and 24 takes place. The mains voltage rectifier circuit 1 applies a direct voltage U _E to the converter 3 , which is roughly smoothed with the aid of the capacitor 2 . The converter 3 serves both for stabilization and for the position of the input DC voltage U _{EW of} the inverter 5 , which differs only by the diode forward voltage of the diode 18 of the decoupling element 4 from the output voltage U _{A present} at the output terminals of the converter 3 . The size of the DC input voltage U _EW is a measure of the selected X-ray tube voltage and the X-ray tube current calculated in the overload protection. A representative control voltage U _Ref is output from the overload protection of the X-ray generator (not shown in the drawing) and fed to the comparator 17 as a setpoint, where this value is matched to the actual value, that is to say a voltage divider 14, 15 , the output voltage U _{A of} the converter 3 proportional voltage is compared. The comparator 17 controls the pulse width modulator 16 , the clock frequency of which is kept constant and is, for example, 20 kHz. By varying the pulse width in the range of approx. 0.15. . . 0.9, the position and the regulation of the output voltage U _A in the range from 75 to 190 V is possible, taking into account the disturbing influences such as mains voltage collapse or mains voltage tolerance and load current changes. With this voltage range, the X-ray tube voltage in the present example can ultimately be set from 40 to 105 KV and kept constant. Due to the high clock frequency, the ripple of the output voltage U _{A is} very small, so that the X-ray tube voltage has a low residual ripple of the 100 Hz network component. That is, the DC voltage U _E , which is only roughly smoothed by means of capacitor 2 , is further smoothed with the aid of the control circuit comprising converter 3 , comparator 17 and pulse width modulator 16 . When an x-ray recording is switched on, the DC voltage U _E is buffered by the capacitor 2 for a few milliseconds, as a result of which the control loop can completely compensate for the mains voltage breakdown within a time that is significantly shorter than the shortest recording time. With the decoupling element 4 connected according to the invention between the inverter input and step-down converter output, it is prevented that it is in the non-active phase of the inverter 5 , that is to say when all four transistors 21 to 24 are blocked, to return energy through demagnetization of the inductance of the high-voltage transformer 6 into the Output of converter 3 comes. That is, the diode 18 is poled so that the same allows the energy flow towards the load, but blocks in the opposite direction. As a result of this measure, the energy return does not act as a disturbance variable on the stabilized output voltage U _A , which is particularly important at high clock frequencies of the inverter 5 . The small and above all largely constant voltage drop across the diode 18 enables, in addition to the simple prediction of the control voltage U _Ref , that a higher output power of the X-ray emitter can be achieved. The low impedance of the power circuit despite the decoupling element 4 ensures steep switch-on edges of the x-ray tube voltage. The capacitor 19 of the decoupling element 4 is dimensioned such that the reflux energy can be absorbed at maximum power and the fall time of the x-ray tube voltage when an x-ray image is switched off corresponds approximately to the rise time when the same x-ray image is switched on. The resistor 20 of the decoupling element 4 represents part of the necessary base load for the converter 3 , since the converter 3 is not stable when empty. The idle strength of the transducer 3 is required during the preparation of an X-ray. The inverter 5 operates at a frequency of, for example, 2 kHz with a constant duty cycle. At the primary winding of the high voltage transformer 6 there is a square wave voltage of constant curve shape, which ensures a minimal ripple speed of the X-ray tube voltage. In order to enable the charging of the smoothing capacitors 8 in the high-voltage circuit of the x-ray emitter very quickly when switching on an x-ray, current-intensive semiconductor components 10 and 21 to 24 are required both in the converter 3 and in the converter 5 . The charged capacitor 19 acts in the coupling element 4 during the switch-on edge of an X-ray recording as an energy buffer because the converter 3 is already switched on with the preparation of the X-ray recording. A very fast-acting protective circuit 31 ensures the operational safety of the components in the power circuit. For this purpose, the current in the converter is measured with the aid of a current converter 32 and is switched off via the pulse width modulator 16 when a predetermined limit value I _{max of} the current of the converter 3 is exceeded. Independent of the current I, the output voltage U _{A of} the converter 3 is also monitored by comparing it with a predetermined maximum value U _Amax . When this value U _Amax is exceeded, the protective circuit 31 is also effective and the converter 3 is switched off via the pulse width modulator 16 .

Claims

1. X-ray generator with a high-voltage transformer ( 6 ), the primary winding of which is in the diagonal of an inverter ( 5 ) operated at medium frequency in a bridge circuit, which is fed by a mains voltage rectifier circuit ( 1 ) and has an output with a voltage divider ( 14, 15 ) Provided for the output voltage detection, the position and stabilization of the inverter input voltage by pulse width modulation serving DC voltage / DC converter ( 3 ), characterized in that between the output of the DC / DC converter ( 3 ) and the input of the inverter ( 5 ) a diode ( 18 ) and a parallel connection of a resistor ( 20 ) with a capacitor ( 19 ) above the input of the inverter ( 5 ) is arranged such that the diode ( 18 ) allows the flow of energy in the direction of the inverter, essentially from the demagnetization the Hoc High voltage transformer ( 6 ) formed due to energy reflux due to the non-active phase of the inverter ( 5 ) but blocks, this energy being supplied to the capacitor ( 19 ).

2. X-ray generator according to claim 1, characterized in that the capacitor ( 19 ) is dimensioned so that the fall time of the X-ray tube voltage when switching off an X-ray image corresponds to a maximum of twice the rise time of the X-ray tube voltage when the X-ray image is switched on.