Система малогабаритного рентгеновского генератора

 

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к системам малогабаритных рентгеновских генераторов, и может быть использовано для контроля датчиков рентгеновского излучения, в дефектоскопии и при проведении биохимических и медицинских исследований. Цель изобретения - повышение эксплуатационной надежности и автоматической стабилизации мощности и спектра выходного излучения. Система рентгеновского генератора включает блок 1 излучения, состоящий из рентгеновской трубки 2, умножителя 3 напряжения, высоковольтного трансформатора 4, двух источников 7 и 12 питания, инвертора 8, генератора 9, усилителя 11 и делителя 10 частоты. В системе используются преобразователи напряжения 5, тока 6 и микроЭВМ 13, обеспечивающая управление блоками системы на основании информации с выходов преобразователей 5 и 6. 4 ил.

Изобретение относится к рентгенотехнике, в частности к малогабаритным системам рентгеновских генераторов, и может быть использовано для контроля детекторов излучения, в дефектоскопии и при проведении биохимических и медицинских исследований. Известен рентгеновский генератор, который содержит блок излучателя, состоящий из рентгеновской трубки с двумя электродами, анодом и катодом, и умножитель напряжения, высоковольтный трансформатор и два источника питания, связанные выходами соответственно с катодом рентгеновской трубки и входом высоковольтного трансформатора. Известный генератор обеспечивает формирование рентгеновских импульсов, но не обеспечивает стабильности мощности в импульсе, что отрицательно влияет на результаты технологического контроля и проведение экспериментов, выполняемых с использованием генератора. В известном генераторе не обеспечивается автоматизация процесса формирования импульсов излучения, что приводит к значительному увеличению времени контроля и появлению субъективных ошибок контроля. Кроме того, высоковольтный трансформатор в известном генераторе вынесен из блока излучателя, что существенно снижает эксплуатационную надежность генератора. Наиболее близкой к предлагаемому техническому решению является система малогабаритного рентгеновского генератора, содержащая образующие блок излучателя и конструктивно связанные между собой рентгеновскую трубку с тремя электродами, анодом, катодом и сеткой, и умножитель напряжения, состоящий из N экранированных секций повышающей и выравнивающей колонн и связанный выходом с анодом рентгеновской трубки, последовательно включенные генератор управляющих импульсов, делитель частоты и усилитель мощности, выходом связанный с сеткой рентгеновской трубки, последовательно включенные регулируемый стабилизированный источник питания, инвертор и высоковольтный трансформатор, выходом связанный с входом умножителя напряжения блока излучения, при этом управляющий вход инвертора подключен к выходу генератора управляющих импульсов. Система-прототип обеспечивает формирование импульсов рентгеновского излучения, однако имеет целый ряд недостатков: отсутствие автоматического управления, что приводит к значительному возрастанию времени контроля и исследований, флуктуации мощности излучения и изменения энергетического спектра в процессе использования, что значительно сужает диапазон использования системы-прототипа, а также снижает достоверность и точность получаемых в ходе проведения исследований и контроля результатов. Цель изобретения - повышение эксплуатационной надежности, автоматической стабилизации мощности и спектра выходного излучения. На фиг. 1 приведена функциональная схема системы малогабаритного рентгеновского генератора; на фиг. 2 - схема преобразователя напряжения; на фиг. 3 - схема преобразователя тока; на фиг. 4 - временные диаграммы работы системы малогабаритного рентгеновского генератора. Система содержит блок 1 излучателя, состоящий из конструктивно связанных между собой тpехэлектродной рентгеновской трубки 2, имеющей три электрода: анод, катод и сетку, каскадного умножителя 3 напряжения, высоковольтного трансформатора 4, преобразователя 5 напряжения и преобразователя 6 тока. Вход высоковольтного трансформатора 4 соединен с входом преобразователя 6 и с входом умножителя 3 напряжения, выход которого соединен с анодом рентгеновской трубки 2 и входом преобразователя 5. Умножитель 3 напряжения конструктивно состоит из двух диаметрально расположенных относительно оси рентгеновской трубки 2 колонн (повышающей и выравнивающей), образованных из N экранированных секций. Система содержит также последовательно включенные регулируемый стабилизированный источник 7 питания, инвертор 8, выходом соединенный с входом высоковольтного трансформатора 4 блока 1 излучателя, последовательно включенные генератор 9 управляющих импульсов, делитель 10 частоты и усилитель 11 мощности, выходом связанный с сеткой рентгеновской трубки 2 блока 1 излучателя, при этом управляющий вход инвентора 8 подключен к выходу генератора 9 управляющих импульсов. Напряжение катода рентгеновской трубки 2 формируется с помощью стабилизированного источника 12 питания. На входы питания источников 7 и 12 подается сигнал сетевого напряжения (220 В, 50 Гц). Кроме того, система содержит микроЭВМ 13, два информационных входа которой через аналого-цифровые преобразователи (АЦП) 14 и 15 и соответствующие интерфейсные средства (не показаны) подключены к выходам преобразователей 5 и 6, два управляющих выхода связаны через соответствующие интерфейсные средства (не показаны) и цифроаналоговые преобразователи (ЦАП) 16 и 17 с управляющими входами генератора 9 и источника 7 питания, а третий управляющий выход связан через интерфейсные средства (не показаны) с управляющим входом делителя 10 частоты. На фиг. 2 показан вариант исполнения схемы преобразователя 5 напряжения. Преобразователь 5 выполнен в виде резистивного делителя, включающего набор из N однотипных резисторов R1 и резистор R2. Конструктивно резисторы R1 располагаются в секциях умножителя 3 напряжения (по одному резистору в каждой секции), в результате чего достигается требуемое выравнивание потенциала вдоль колонн умножителя и исключение возможности пробоя. Резистивный делитель осуществляет деление анодного напряжения до величины низкого напряжения, поступающего на вход АЦП 14. На фиг. 3 показан вариант исполнения преобразователя 6 тока. Преобразователь 6 выполнен в виде параллельного соединения резистора R3 и конденсатора С3. Через резистор R3 протекает усредненный ток потребления умножителя 3, нагруженного на рентгеновскую трубку 2. Преобразователем 6 усредненный ток преобразуется в низкое напряжение, поступающее на АЦП 15. Предложенная система функционирует следующим образом. Источник 7 питания формирует, в соответствии с программной уставкой, поступающей с первого управляющего выхода микроЭВМ 13 через ЦАП 16 на его управляющий вход, стабилизированное напряжение U₁ (фиг. 4, диаграмма а), которое поступает на вход инвертора 8, который преобразует его в сигнал напряжения U₂ (типа меандр, фиг. 4, диаграмма б), который передается на вход высоковольтного трансформатора 4 блока 1 излучателя. Управление работой инвертора 8 осуществляется с помощью генератора 9, выходной сигнал которого характеризуется частотой f, длительностью импульса τ_и и амплитудой U_г, задающихся программно в соответствии с уставками на управляющий вход генератора 9 с управляющего выхода микроЭВМ 13 (через ЦАП 17). Высоковольтный трансформатор 4 преобразует сигнал напряжения U₂ в сигнал напряжения U₃ (типа усеченный меандр, фиг. 4, диаграмма в). Далее этот сигнал напряжения U₃ поступает на умножитель 3 напряжения, который преобразует его в постоянное напряжения U_а, подающееся на анод рентгеновской трубки 2 блока 1 излучателя. Обычно на постоянное напряжение накладывается небольшая пульсация частотой f, амплитудой ≈ U₃, влияние которой на работу рентгеновской трубки исключается за счет использования специальных экранирующих колец или тороидальных экранов (не показаны на фиг. 1). Сформированный генератором 9 импульсный сигнал подается также на делитель 10 частоты, который в соответствии с кодом, поступающим с третьего управляющего выхода микроЭВМ 13 на его управляющий вход, осуществляет деление частоты (коэффициент К деления для случая, изображенного на фиг. 4, диаграмма д, соответствует 6). Результирующий сигнал с выхода делителя 10 усиливается усилителем 11 и подается на сетку рентгеновской трубки 2. Усиленный сигнал напряжения U_г, поступающий с выхода усилителя 11, характеризуется частотой f/К, длительностью импульса τ'_и и амплитудой U_с. На катод рентгеновской трубки 2 блока 1 излучателя подается стабилизированное напряжение U_к (обычно ≈ 6,3 В) с выхода стабилизированного источника 12 питания. Преобразователь 5 анодного напряжения осуществляет преобразование анодного напряжения U_а в низкое напряжение U₄, преобразуемое АЦП 14 в код, считываемый на первый информационный вход микроЭВМ 13. Преобразователь 6 тока осуществляет преобразование среднего тока потребления I_ум умножителя 3, нагруженного на рентгеновскую трубку 2, в постоянное напряжение низкого уровня U₅, которое преобразуется АЦП 15 в код, который, в свою очередь, считывается на второй информационный вход микроЭВМ 13. При подаче на анод и катод рентгеновской трубки 2 блока 1 излучателя напряжений U_а и U_к соответственно система оказывается подготовленной к формированию импульса рентгеновского излучения, которое и осуществляется при подаче очередного управляющего импульса на сетку рентгеновской трубки 2. Формируемый короткий рентгеновский импульс характеризуется длительностью τ_из, мощностью Р_в и энергетическим спектром F(Е). Известно, что вид спектра F(Е) во многом определяется величиной анодного напряжения U_а. Величина выходной мощности в импульсе (Р_в) определяется по соотношению Р_в = U_a I_a τ_и f₁, где f₁ = f/к, I_а - величина анодного тока. В начале работы микроЭВМ 13 программно задает параметры блоков системы: источника 7 питания (напряжение U₁), генератора 9 (параметры f₁, τ_и, U_г), делителя частоты (коэффициент К) в соответствии с типом проводимых исследований или контроля. Следует отметить, что параметр U₁, по существу, определяет величину анодного напряжения U_а, которое (в совокупности с параметром τ_и) определяет вид энергетического спектра F(Е). При уменьшении напряжения U_a (или при увеличении параметра τ_и) спектр излучения становится более "мягким", что в одних случаях может оказаться нежелательным (например, при калибровке детекторов жесткого рентгеновского излучения), а в других случаях, наоборот, оказывается предпочтительным (например, при слабых воздействиях на живые ткани в биологии и медицине). Следует отметить, что величина анодного напряжения U_а по целому ряду причин оказывается нестабильной (последнее связано с изменением динамической нагрузки рентгеновской трубки, изменениями тепловых режимов и т. д. ). Все несанкционированные изменения анодного напряжения отслеживаются с помощью преобразователя 5 и передаются на вход микроЭВМ, которая осуществляет подстройку напряжения U₁ на выходе источника 7 питания. Практика работы показывает, что параметр τ_и является весьма стабильным и мало меняется в ходе экспериментов, поэтому стабилизация (с помощью микроЭВМ 13) напряжения U₁ на выходе источника 7 питания позволяет полностью исключить влияние изменений анодного напряжения на энергетический спектр F(E) излучения рентгеновской трубки 2. Преобразователь 6 (интегрирующего типа) осуществляет контроль за изменениями среднего тока потребления I_ум (который, по существу, пропорционален току потребления рентгеновский трубки), величина которого также может изменяться в ходе эксперимента под действием внешних и внутренних факторов (старение, температурные воздействия, изменение уровня потерь в умножителе и т. д. ). Следует отметить, что все изменения тока I_ум регистрируются преобразователем 6 и передаются на вход микроЭВМ 13. Результатом указанных изменений, по существу, являются флуктуации выходной мощности рентгеновской трубки, которые представляются крайне нежелательными при проведении ряда экспериментов (например, в тех случаях, когда для проведения экспериментов оказывается необходимо через определенные интервалы воспроизводить импульсы одинаковой мощности). Следует отметить, что величина тока I_ум определяется целым рядом параметров (U_а, К₁ τ_и, f₁U_с). В ряде случаев, когда параметры τ_и, U_a, f оказываются заданными ( τ_и, U_a с точки зрения обеспечения оптимального энергетического спектра F(E), а f - с точки зрения получения оптимального быстродействия при проведении исследований), подстройка величины I_ум (а следовательно, и Р_в) может осуществляться лишь с привлечением параметров U_c, К. Возможности по изменению параметра U_c оказываются крайне ограниченными, так как этот же сигнал используется для управления инвертором 8, а организация подстройки коэффициента усиления усилителя 11 оказывается делом весьма сложным. Поэтому в подобных ситуациях наиболее оптимальным оказывается осуществление подстройки величины мощности Р_в путем программного изменения параметра К, а уже более тонкая подстройка осуществляется путем программного измерения параметра U_г(U_c). Остановимся теперь кратко на анализе преимуществ предлагаемой системы малогабаритного рентгеновского генератора. Следует отметить, что в системе-прототипе, во-первых, отсутствовала возможность гибкого изменения режимов работы. При изменении характера эксперимента или технологического контроля требовалось значительное время для изменения параметров системы (в частности, изменения анодного напряжения U_a), изменения параметров управляющего генератора (т. е. параметров К, f, U_г, τ_и). Использование предлагаемой системы позволяет значительно сократить время на перестройку системы и подготовку ее к проведению различных типов экспериментов и испытаний. Во-вторых, в системе-прототипе величина мощности излучения (Р_в) и характер энергетического спектра [F(E)] в ходе экспериментов могли претерпевать изменения. Подобная ситуация является совершенно недопустимой для целого ряда случаев применения (при калибровке детекторов рентгеновского излучения, проведении экспериментов, требующих адекватного периодического воспроизведения параметров рентгеновских импульсов и т. д. ). В системе-прототипе наличие указанных недостатков может приводить к получению неточной и недостоверной информации по результатам эксперимента или контроля, а в ряде случаев и к нежелательным физическим и физиологическим воздействиям на объект контроля. Использование предлагаемой системы позволяет практически полностью исключить эти недостатки за счет стабилизации величины анодного напряжения и тока потребления рентгеновской трубки в блоке излучателя (последнее позволяет обеспечить стабильность мощности в импульсе и неизменность энергетического спектра). Для целей стабилизации использованы преобразователи 5 и 6, АЦП 14 и 15 и микроЭВМ 13. В-третьих, в системе-прототипе высоковольтный трансформатор вынесен за пределы блока излучателя. В результате эксплуатационная надежность системы-прототипа оказывается невысокой, так как напряжение U₃ (обычно порядка 4 кВ) необходимо передавать на блок 1 посредством протяженного кабеля. В предлагаемой системе этот недостаток устранен за счет конструктивного выполнения высоковольтного трансформатора 4 внутри блока 1 и организации передачи высоковольтного напряжения через короткую шину. В-четвертых, предлагаемая система является малогабаритной системой и может размещаться на обычном лабораторном столе. При этом использования специальной камеры или объема требует только сам блок излучателя (а также объект контроля и средства регистрации), который сам является малогабаритным. Таким образом, данная система может найти более широкое применение, чем система-прототип, в частности, при осуществлении контроля в относительно труднодоступных местах (например, внутри крыла самолета). В-пятых, предлагаемая система позволяет за счет использования микроЭВМ полностью автоматизировать процессы проведения контроля и исследований, значительно сократить время на их проведение, исключить ошибки операторов системы, которые в ряде случаев могут привести к несчастным случаям, и повысить объективность получаемой в процессе контроля и исследований информации. Таким образом, использование предлагаемой системы позволяет полностью автоматизировать процессы контроля и исследований, сократить время контроля и исследований, повысить надежность и объективность их результатов, расширить диапазон задач, решаемых с применением рентгеновской системы, а также повысить эксплуатационную надежность системы. (56) Патент Франции N 2064893, кл. Н 05 G 1/50, 1972. Патент Франции N 2460588, кл. Н 05 G 1/30, 1974.

Формула изобретения

СИСТЕМА МАЛОГАБАРИТНОГО РЕНТГЕНОВСКОГО ГЕНЕРАТОРА, содержащая образующие блок излучателя и конструктивно связанные между собой рентгеновскую трубку с тремя электродами: анодом, катодом и сеткой, умножитель напряжения, состоящий из N экранированных секций повышающей и выравнивающей колонн и связанный выходом с анодом рентгеновской трубки, последовательно включенные генератор управляющих импульсов, делитель частоты и усилитель мощности, выходом связанный с сеткой рентгеновской трубки, последовательно включенные в регулируемый стабилизированный источник питания, инвертор и трансформатор, выходом связанный с входом умножителя напряжения блока излучения, при этом управляющий вход инвертора подключен к выходу генератора управляющих импульсов, отличающаяся тем, что, с целью повышения эксплуатационной надежности и автоматической стабилизации мощности и спектра выходного излучения, она дополнительно содержит конструктивно встроенные в блок излучателя преобразователь тока, входом подключенный к выходу трансформатора, и преобразователь напряжения, входом связанный с выходом умножителя напряжения и выполненный в виде резистивного делителя, высокоомное плечо которого состоит из N одинаковых резисторов, расположенных последовательно по одному в каждой секции повышающей и выравнивающей колонн умножителя напряжения, и вычислительный блок, три управляющих выхода которого связаны соответственно с управляющими входами стабилизированного источника питания, генератора управляющих импульсов и делителя частоты, два информационных входа вычислительного блока связаны с выходами преобразователей напряжения и тока блока излучателя, а трансформатор выполнен высокочастотным и конструктивно встроен в блок излучателя.

РИСУНКИ

Рисунок 1, Рисунок 2, Рисунок 3, Рисунок 4