CN107440731A - 检测器设备的操作 - Google Patents

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Abstract

本发明包括用于医学成像***(1)的检测器设备(4)。检测器设备(4)具有多个单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)和至少一个检测器控制单元(5)。检测器设备(4)被实现为使得其可以切换到至少一个节电模式，在节电模式中，单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的部件中的至少一部分被停用，并且同时检测器控制单元(5)的部件中的至少一部分未被停用。还描述了医学成像***(1)，具体地是具有这样的检测器设备(4)的计算机断层扫描***(1)；以及用于操作医学成像***(1)的检测器设备(4)的对应方法。

Description

检测器设备的操作
技术领域
本发明涉及用于医学成像***的检测器设备，检测器设备具有若干单独的检测器和至少一个检测器控制单元，以及用于单独的检测器和检测器控制单元的电压供应。本发明还涉及具有这种检测器设备的医学成像***，并且涉及用于操作医学成像***的检测器设备的方法。
背景技术
具体地，这种检测器设备用于计算机断层扫描***。所涉及的单独的检测器通常为模拟部件(因此，还经常将单独的检测器称为“模拟前端”)，该单独的检测器包括：实际检测器元件，实际检测器元件作为单独的检测器像素，将进入的X射线辐射转换为电信号作为测量数据；以及至少一个高度集成的模拟数字转换器(ADC)和连接ADC上游的多路复用器，多路复用器将检测器元件或者像素的模拟信号传输至共享ADC。检测器设备具有多少这样的单独的检测器将首先取决于检测器的检测器元件或者像素的总数，其次取决于每个单独的检测器的像素或者检测器元件的数目。因此，例如，存在“较小的”单独的检测器，该“较小的”单独的检测器仅包括用于16个单独像素的16个信道和下游连接有ADC的共享多路复用器。同样，还存在具有64个信道或者更多个信道的单独的检测器。因此，对于仅具有64个或者128个像素的检测器设备，仅使用各自具有64个信道的一个或者两个单独的检测器基本上足够。然而，通常需要多个单独的检测器。单独的检测器将通过ADC数字化的测量数据发送至检测器控制单元，检测器控制单元不仅用于接受针对图像重建的测量数据或者原始数据，而且还用于控制单独的检测器(即，向单独的检测器传输对应的控制信号，以便例如按照同步的方式读出测量数据等)。检测器控制单元的电子器件通常以数字方式操作，这就是通常还将检测器控制单元称为“数字后端”的原因。
为了提供大量的像素(通常的计算机断层扫描***具有大约50,000个像素甚或更多个像素)以及用于控制单独的检测器、并且用于传输相对大量的数据(即，所记录的投影数据或者原始数据)的电子器件，这些检测器设备需要大量的电力。根据检测器类型和单独的检测器的数量，目前需要高达400瓦特的电力，或者在个别情况下，需要甚至更多的电力。通过单独的模拟检测器来计算所需要的大部分电力。因此，粗略估计，这大约需要检测器设备的总电力的95％。随着像素的数量(并且因此，也是单独的检测器的数量)不断增加-具有多于100,000个像素的计算机断层扫描***目前处于规划阶段-可以假设在将来，电力需求将会更高。
无论当前使用医学成像***还是计算机断层扫描***，以前，始终消耗完整的检测器电子***的最大电力。然而，在临床实践和放射实践中，经常会出现以下情况：计算机断层扫描***在没有任何直接患者检查的情况下(即，当前未获得用于图像的原始数据)长时间运行。如果必须对患者进行重新定位，例如或者如果要记录其他器官或者要首先施用造影剂，则该时段可以仅有例如在对患者进行两次扫描之间的几分钟。然而，在不同患者之间，该时段还可以从几个小时延长至半天或者甚至整夜。为了在长时间的等待时段期间减少不必要的能量消耗，以前只有关闭整个计算机断层扫描***的选择，然而，关闭整个计算机断层扫描***的代价是需要时间来使装置再次恢复到操作模式。因此，在许多情况下，尤其是在明确下一次患者检查将在可预见的时段发生的情况下，关闭整个***是不可能的，并且例如在紧急情况很可能发生的整夜，关闭整个***也是不可能的。
发明内容
本发明的目的是指示检测器设备、对应的医学成像***和用于操作检测器设备的方法，然而，在本发明中，可以降低电力需求。
该目的在权利要求1所要求保护的检测器设备、权利要求11所要求保护的医学成像***和权利要求12所要求保护的用于操作检测器设备的方法中实现。
如在简介中所描述的，根据本发明的检测器设备具有若干(即，至少一个，但是优选地是多个)单独的检测器(尤其是以上面描述的模拟前端的形式)；以及检测器控制单元(尤其是以上面描述的数字后端的形式)。然而，该检测器控制单元还可以包括多个子单元或者模块，例如，子单元或者模块被分配给单独的检测器的组并且耦合至共享单元，进而以在彼此之间对于组进行协调。然而，所涉及的单元优选地是所有单独的检测器都连接到的单独的检测器控制单元。通常，单独的检测器和检测器控制单元各自具有多个部件，诸如例如，在单独的检测器或者控制器中的运算放大器、采样保持元件、模拟多路复用器ADC等、在检测器控制单元中的供电单元等。
根据本发明，该检测器设备现在被实现为使得其可以切换到至少一个节电模式，在该节电模式中，单独的检测器的部件中的至少一部分被停用，并且同时，检测器控制单元的部件中的至少一部分未被停用。具体地，如果在不需要时，使单独的检测器的、类似地操作并且消耗特别高水平的能量的部件(诸如例如，运算放大器和/或采样保持元件和/或多路复用器和/或ADC)停用，则总共可以节省大量的能量。
由于在检测器控制单元(即，数字后端)中，即使在节电模式中，关键部件也仍然保持活动，因此，与关闭整个***的情况相比，可以相当更快速地建立医学成像***的全部执行能力。具体地，这是由于以下事实：
a)不需要重新配置在数字后端上的控制器的固件，
b)为确保安全的数据传输，不需要再次执行用于在不同的子控制器(子控制器例如可以具有正确启动前端模块、正确配置前端模块、采集来自前端模块的数据并且将其转换为定义的协议的功能)内传输数据的训练序列，
c)为进行正确和无错误的数据传输，不需要再次检查成像计算机与检测器的数据接口，
d)不需要再次建立和验证控制和通信网络，
e)在数字后端电子器件中，不需要为数字后端再次生成和存储现有的以及所存储的校准数据。
因此，与以前不同，不仅可以接通和断开医学成像***，而且在接通模式中，可以在至少一个这样的节电模式与可以获取原始数据的另一操作模式(下文称为“扫描模式”)之间来回切换医学成像***。
实际节省的能量的多少取决于在节电模式中哪些部件被停用以及哪些部件保持活动。检测器设备可以再次从节电模式切换回到扫描模式的速度又取决于此。如果单独的检测器被完全停用，则如稍后将说明的，在节电模式中，可以节省高达95％的能量。如果例如为了能够特别快速地切换回到扫描模式，单独的检测器中的仅一部分被停用，则可以节省高达75％的能量。
同时，原则上，还可以组合各种节电模式，即，例如，在仅几分钟的短暂暂停中，将[检测器设备]切换到第一节电模式，在第一节电模式中，单独的检测器中的仅一些极高能耗部件被停用，但是从第一节电模式，可以在几秒内将设备切换回到扫描模式，而在预期的更长的暂停中，单独的检测器被完全停用(例如，处于第二节电模式中)。同时，在适用情况下，还可以在各种节电模式之间切换设备。然而，即使仅一个节电模式可用，基本上也可以节省大量能量。
根据本发明的医学成像***，优选地是装配有根据本发明的这种检测器设备的计算机断层扫描***。
根据本发明的、用于操作前面提到的类型的医学成像***的检测器设备的方法的特征在于：在切换到节电模式之后，单独的检测器的部件中的至少一部分被停用，并且同时检测器控制单元的部件中的至少一部分未被停用。
因此，借助于本发明，可以大幅度减少医学成像***在实际患者检查操作模式之外的电力输入，从而提供整体上节能的***。另一优点是，由检测器设备生成的热量平均较低，这是因为，在待机时段中，单独的检测器不消耗电力，而是以废热的形式发出能量。因此，从用于冷却检测器设备的能量方面讲，可以进行附加的节省。因此，检测器设备的可靠性也随着平均操作温度的降低而增加。
本发明的进一步特别有利的设计和进一步开发将从下面的从属权利要求和描述中显露出来，还可以按照与另一权利要求类型的从属权利要求类似的方式来进一步开发一个权利要求类型的独立权利要求，并且可以组合各种示例性实施例的特征来形成新的示例性实施例。
在特别优选的变型中，检测器设备被实现为使得：在节电模式中，检测器控制单元在节电模式中不需要的某些部件也被停用。这还意味着，只要在节电模式中需要的那些部件继续保持活动，则检测器控制单元被停用。如稍后将说明的，除了切换退出节电模式需要的部件之外，在节电模式中也需要的这些部件例如是一个或者多个控制器，控制器接收用于从***控制设备接通/断开的开关信号，并且控制器本身又生成这些开关信号。另一方面，可以断开的部件包括：例如，测量数据生成单元、同步单元、用于单独的检测器的监测单元、以及在检测器控制单元内的通信单元。
其中，如稍后针对优选示例性实施例所说明的，检测器设备被实现为使得其允许切换到各种节电模式，例如，切换到第一节电模式以进行短暂暂停、以及特别快速地切换回到扫描模式并且切换到第二节电模式以进行较长的暂停，该变型优选地仅在第二节电模式中使用，这是因为检测器控制单元的断开的部件可能需要花费稍微更多的时间来切换回到扫描模式。
为了切换到节电模式，单独的检测器可以优选地各自具有停用装置。该停用装置可以被实现为：例如，通过输出合适的停用命令，停用所涉及的单独的检测器的某些部件(即，例如，上面描述的模拟部件)停用。该过程特别适用于从其可以非常快速地切换回到扫描模式的节电模式。
停用装置可以包括：例如，单独的检测器的输入/输出接口(I/O接口)中的解释器单元，解释器单元将来自检测器控制单元和/或成像***的***控制设备的某些命令适当地解释为用于切换到节电模式或者用于切换回到扫描模式的命令或者信号。这些命令还可以是已经传输至单独的检测器的常见命令，诸如例如，“扫描预加载命令”，该“扫描预加载命令”通常由***控制设备发送，以准备进行扫描，在“扫描预加载命令”之后的短时间(例如，1至2秒)，发送“制作数据信号”，“制作数据信号”发起实际数据获取。该制作数据信号在获取数据时通常是活动的。断开制作数据信号又可以解释为用于切换到节电模式、并且使单独的检测器的相关部件停用的信号或者事件。
检测器设备通常还具有用于单独的检测器和检测器控制单元的电压供应布置。该电压供应布置包括：例如，具有网络连接(例如，与外部提供的供电网络的网络连接)的一个或多个供电单元，以及在检测器设备内用于向检测器控制单元和单独的检测器分配电力的对应的线网络。该电压供应布置优选地大部分集成在检测器控制单元中，其中，例如，一个或多个供电单元和对应的线(例如，以导体轨道、电缆、插头等的形式)被集成在检测器控制单元中，并且为单独的检测器提供连接。然而，原则上，电压供应布置还可以被实现在分离的单元中，单独的检测器和检测器控制单元经由对应的供电线连接至分离的单元。
电压供应布置优选地具有至少一个开关机构并且被实现为使得：在该开关机构的第一开关状态中(对应于节电模式(或者节电开关状态))，到单独的检测器的电压供应被中断，并且同时继续维持用于检测器控制单元的电压供应。在该节电模式中，电力需求可以被降低到非常小的一部分，例如如上所述，降低到大约5％或者更低，这是因为可以将到单独的检测器的电压供应与到控制电子器件的电压供应分开切换，因此在节电模式中，不再向单独的检测器供应任何电力。
在该过程的特别优选的实施例中，电压供应布置和/或开关机构被实现为使得：在开关机构的第一开关状态中(即，在节电模式中)，中断检测器控制单元中的在节电模式不需要的某些部件的电压供应。这意味着，此处精确地是，如上所述，只有继续向节电模式中需要的部件供电，才能维持用于控制单元的电压供应。
可以以各种方式来实现开关机构。然而，优选地是开关机构被集成在检测器控制单元中，即，被实现为检测器控制单元的一部分。
开关机构优选地包括至少一个开关单元和用于控制开关单元的开关控制单元。这些部件还优选地各自是检测器控制单元的一部分。
开关机构特别优选地被实现为使得：在第一开关状态中，至少维持用于开关单元(一个或多个)和开关控制单元的电压供应，因为这些单元将用于从待机模式切换回到完全操作模式。
还存在用于实现开关单元(一个或多个)的各个选项。基本上，这可能涉及***在供电线中的单独的开关，诸如例如，一个或多个MOSFET或者多个开关的布置。例如，可以通过开关控制单元来启动这些开关的开关输入。为了将开关的数量保持在较低水平，例如如果向多个单独的检测器供应与供电单元的输出相同的电压，则有利的是将这些开关布置在任何分布节点的上游。
在使用尽可能少的附加部件来构造并且因此成为优选的变型中，电压供应布置包括至少一个供电单元，优选地包括多个供电单元，每个供电单元具有至少一个电源电压输入、集成开关单元和电源电压输出、以及用于为电源电压输出来输入停用信号的停用输入。经由该停用输入，因此可以借助于停用命令来切换供电单元的集成开关单元，使得在所涉及的电源电压输出中，电源电压不再可用。这里可以经由停用输入来同时切换多个电源电压输出或者使单独停用输入可用于每个电源电压输入。这样的停用输入(下文还称为“使能输入”)然后被连接至开关控制单元，并且从开关控制单元接收用于使相关的电源电压输出(一个或多个)停用的停用信号，使得连接至其的单独的检测器的电压供应被中断并且因此切换到待机模式。
该停用信号(还可以被称为停用命令)可以简单地是例如开关控制单元的开关输出的逻辑开关状态。通过切换回开关控制单元的开关输出，还可以然后再次取消停用信号，使得在供电单元中的集成开关单元再次取消电压供应中断，并且电源电压再次呈现在电源电压输出处并且从而被切换回到完全操作模式。然而，同样，还可以将特定的重启动命令从开关控制单元发送至供电单元(一个或多个)，例如，再次发送至停用输入或者发送至一个或多个单独的启动输入，以再次从待机模式切换到完全操作模式。
为了发挥作用，单独的检测器可能各自需要一些检测器操作数据，具体地是校准数据或者修正值。这样的校准数据或者修正值例如用于补偿各个单独的检测器的灵敏度中与硬件有关的差。在检测器设备或者成像***的初始调试期间，首先在校准过程中确定该校准数据，并且然后可以将该校准数据存储在成像***的***控制设备中。在操作期间，检测器操作数据(具体地，校准数据)，在单独的检测器的合适的存储器中保持可用，使得单独的检测器可以使用这些值来工作。可以例如在***维护期间，以某些间隔来再次执行校准过程，以更新数据。除了校准数据或者修正值之外，还存在其他检测器操作数据，其他检测器操作数据以适当的方式被存储，并且分别可以在单独的检测器的存储器中保持可用以进行其相应操作，其他检测器操作数据诸如例如，指定正在使用哪个测量范围(例如，是否涉及高剂量或者低剂量记录)的检测器操作数据或者配置数据，可以借助于检测器操作数据或者影响单独的检测器的读出速度的检测器操作数据等，来调整相应的单独的检测器的灵敏度。
检测器设备优选地包括合适的检测器操作数据管理单元，检测器操作数据管理单元被实现为：在已经再次接通电压供应之后，向单独的检测器发送检测器操作数据(优选地是校准数据)。例如，可以从医学***的***控制设备(即，例如，计算机断层扫描控制)的存储器获取适当的检测器操作数据，或者如当再次完全接通整个***时，可以提示***控制设备向单独的检测器传输该检测器操作数据。为此，检测器操作数据管理单元经由数据链路被连接至单独的检测器和开关控制单元，以与从待机模式到完全操作模式的切换同步地完成该任务，即，以确保单独的检测器接收相应的检测器操作数据。
在特别优选的实施例中，检测器设备具有以下类型的检测器操作数据管理单元：在开关机构切换到第一开关状态之前(即，在切换到待机模式之前)，检测器操作数据(优选地是上面提到的校准数据)从单独的检测器读出，并且已经被分配给单独的检测器，存储在存储器中。特别优选地，该存储器是与医学***的***控制设备已经将该数据存储在其中的存储器不同的独立的存储器。当再次接通对单独的检测器的电压供应时(即，当从待机模式切换回到完全操作模式时)，可以再次将检测器操作数据从该存储器发送回单独的检测器。检测器操作数据管理单元因此可以是还确保再次将检测器操作数据发送至单独的检测器的相同的检测器操作数据管理单元。在切换到待机模式、并且将用于单独的检测器的该操作数据存储在为此目的而特别提供/保留的独立存储器之前，独立于***控制设备，从单独的检测器读出检测器操作数据、以及在从待机模式切换回来之后借助于独立的检测器操作数据管理单元来将该检测器操作数据发送回到单独的检测器具有以下优点：开关机构可以完全自给自足地操作，即，不干预医疗***的***控制设备。应该注意，***控制设备本身是高度复杂的***，并且具有其自己的存储器的独立的检测器操作数据管理单元(其还可以优选地是开关机构或者至少检测器控制单元的一部分)可以大大地减少有关检测器设备的发明实施例的费用。该独立的存储器可以优选地是集成在例如检测器控制单元中的存储器。然而，基本上，还可以使用检测器操作数据管理单元容易访问的、但由其他部件共同使用的另一存储器区域。
如上面提到的，在优选变型中，各种节电模式可以彼此组合。在这种情况下，借助于单独的检测器的停用装置，单独的检测器的(仅)某些部件的停用特别优选地在终止数据获取时自动实现。例如，如上所述，这可以发生在取消制作数据信号时。优选地，节电模式然后再次同样地被自动取消，并且在扫描命令时(例如，在接收到扫描预加载信号之后)被切换回到扫描模式，使得检测器设备在接收到后续的制作数据信号之后立即准备好以获取原始数据。
另一方面，当仍在进行较长的暂停时，优选地由用户专门地借助来自用户接口的命令来发起到另一节电模式的切换，在该另一节电模式中，到单独的检测器的电压供应被完全中断，并且因此节省了甚至更多的电力。该节电模式然后还优选地经由用户接口被再次取消。
附图说明
下面将参考附图、借助于示例性实施例再次详细描述本发明。使用相同的附图标记来表示各个附图中的相同部件。
图1示出了根据本发明的计算机断层扫描***的一个示例性实施例的概述示意图，
图2示出了根据本发明的检测器设备的一个示例性实施例的局部框图，
图3示出了根据图2的检测器设备的单独的检测器的一个示例性实施例的局部框图，
图4示出了根据本发明的方法的一个实施例的流程图。
具体实施方式
图1通过示例的方式、并且以概述示意图的形式示出了发明的计算机断层扫描***1，计算机断层扫描***1包括计算机断层扫描装置30和具有用户终端25的***控制设备2。
这里，***控制设备2被示出为与计算机断层扫描装置30分离、并且经由线连接至计算机断层扫描装置30。然而，原则上，还可以将***控制设备2完全地或者部分地集成在计算机断层扫描装置30中。
计算机断层扫描装置30包括用于将患者P定位为检查对象P的患者台33，患者台33沿***轴34可调节，使得患者p在测量区域中并且通过测量区域可移动。***轴34也称为z轴。
此外，计算机断层扫描装置30通常还包括具有源检测器布置32的、关于***轴34可旋转地安装的台架31。源检测器布置具有X射线辐射源32和检测器设备4，在台架31上彼此相对放置的X射线辐射源32和检测器设备4被定向为使得：在操作期间，源自X射线辐射源32的焦点、通过测量区域(其由X射线辐射源32与X射线辐射所通过的检测器设备4之间的空间限定)的X射线辐射撞击检测器设备4的单独的检测器。检测器设备4的单独的检测器被构造在单独的像素中，单独的像素被布置成多个检测器行和列。单独的检测器被空间布置，使得它们提供连续的像素化的检测器表面35，X射线辐射撞击连续的像素化的检测器表面35，使得可以以空间分辨的方式来测量投影数据。下面将借助于图2和图3来详细说明检测器设备4的电子结构。
众所周知，这种计算机断层扫描***1被用于3D图像重建。为了记录来自检查区域(或者在检查对象P内部的“感兴趣的区域”，例如，具有某一器官的区域)的图像数据，在源检测器布置的旋转期间，从多个不同的投影方向记录投影数据。在所谓的“螺旋扫描”的情况下，例如，在源检测器布置的旋转期间，在***轴34的方向上同时连续地移动患者台33。X射线辐射源和检测器因此按照在围绕患者P的螺旋路径上扫描的方式移动。相反，在“顺序扫描”中，每当患者台33在沿***轴34的各个位置处停顿时，记录投影数据。
投影数据表示X射线辐射的强度值，该强度值由患者P衰减，在单独的像素处进行测量。投影数据作为所谓的原始数据经由数据信道D被发送至具有图像重建装置28的***控制设备2，在图像重建装置28中，基于原始数据，来自患者P的内部的图像数据可以按照通常的方式被重建。其然后可以被表示在例如用户终端25的显示单元26上和/或被存储在存储器中和/或被发送至其他***。除此之外，用户终端25还包括键盘27作为输入装置，凭借输入装置，操作者可以可选地为参数设置值，具体地，为记录原始数据和/或图像重建设置值。经由该用户终端25，如下文将描述的，操作者可以输入例如用于切换到特定节电模式(下文称为“待机模式”)的命令或者用于从该待机模式切换返回的命令。
经由供电线V，向计算断层扫描装置30(并且因此，还有检测器设备4)供应所需的操作电压或者所需的电力。在图1中，该供电线V连到***控制设备2，在临床或者实践中，***控制设备2又连接至合适的供电网络(未示出)。然而，原则上，计算断层扫描装置30本身还可以连接至合适的供电网络。这将取决于例如存在于计算机断层扫描装置30中、用于将由供电网络供应的电压转换为由计算机断层扫描装置30的部件所需的电压的部件。
如已经在简介中所说明的，现有已知的计算机断层扫描***的缺点在于，为了维持快速的操作准备状态，必须持续地向计算机断层扫描***及其所有部件供应在原始数据获取期间也需要的所需的(最大)电力。
为了大大地减少该能量的使用，这里的检测器设备4被实现为使得：在第一节电模式(下文还称为“获取待机模式”)中，如果数据获取目前不需要单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m(模拟前端)的某些部件，则这些部件可以被自动停用，并且此外，可以独立地控制为此目的而需要的到单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m的电压供应和到检测器控制单元5(数字后端)的电压供应，以在第二节电模式(上面提到的待机模式，其中节省更多的电力)中，完全断开对单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m的电压供应。
在图2和图3中以局部框图的形式示出了适用于该目的的检测器设备4的设计，为了简单起见，仅在概述示意图中示出与本发明特别相关的部件。
图2示出了具有检测器控制单元5和连接至检测器控制单元5的多个单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m的检测器设备4。检测器控制单元5又经由电源电压线V和数据信道D被连接至计算机断层扫描***1的***控制设备2。进而，仅示意性地表示检测器控制单元5中根据本发明的操作所需的那些部件，其中可以选择单独断开到单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的电压供应。很清楚的是，该检测器控制单元5还具有常规检测器控制单元所具有的所有其他部件。同样，仅以概述示意图的形式将图2中的单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m表示为单独的块。在图3中可以看到单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的设计的更精确的示意图。
单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m中的每一个包括若干光电二极管40，多个光电二极管40形成单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的单独的检测器元件或者像素。X射线辐射在光电二极管上的入射通常生成电信号。这里的光电二极管40仅仅代表将X射线辐射转换为电信号的任何类型的辐射转换器。这样的单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m可以具有例如16个、32个、64个、128个或者甚至更多个像素。
光电二极管40各自被连接至接地GND，并且为了记录通过X射线辐射的入射而生成的电信号，光电二极管40被连接至运算放大器41，电容器42以常见方式并联连接至运算放大器41。在运算放大器41的输出处，在每个情况下都以常见方式定位采样保持元件43。这些采样保持元件43的输出各自连接至用于所有像素或者检测器信道的共享多路复用器44。该多路复用器44按顺序读出单独的检测器信道的信号，并且在时序多路复用过程中，将所有信号发送至模拟数字转换器(ADC)45。该转换器然后将数字化的测量数据转发至预处理单元46，预处理单元46例如使用存储在存储器47中的指定的校准数据以及针对单独的像素的灵敏度中的因数来修正测量数据，并且执行进一步的预计算(诸如例如，将数据重新格式化为特定的数据传输协议)。
单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m经由数据信道DD各自连接至检测器控制单元5。经由这些数据信道DD，可以将原始数据从单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m中的每一个发送至检测器控制单元5，并且相反地，还可以接收或者发送控制数据，特别是检测器操作数据DB(例如，校准数据DB)。单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m与数据信道DD的各自连接都经由输入/输出接口49。在另一存储器48中，由输入/输出接口49使用的配置数据可以被存储。该输入/输出接口49还经由数据信道DD来接收用于控制所涉及的单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的各个部件的某些命令(具体地，先前提到的用于为数据获取准备检测器的扫描预加载信号SP、以及制作数据信号MD)，基于这些命令，数据获取发生，并且光电二极管40的单独的信号如描述的被读出并处理。
这里，在检测器控制单元5中，数据信道DD被连接至例如内部控制器17，在另一侧，内部控制器17又经由数据信道D连接至***控制设备2，并且因此将数据从单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m转发至***控制设备2，并且反之亦然。很清楚的是，代替单独的控制器17，这里还可以并行地使用多个控制器，和/或控制器17可以由多个局部控制器和可选的其他部件组成。
另外，通过检测器控制单元5，各自向单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m供应必要的电压。为此，单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m经由供电线VS如先前提到的那样各自连接至检测器控制单元5。这里，经由输入/输出接口49来再次实现对单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m中的一部分的连接。然而，还可以存在独立的电压供应接口。检测器控制单元5还具有电压供应布置10，除此之外，电压供应布置10还包括多个供电单元6a、6b、…、6n。这些供电单元6a、6b、…、6n中的每一个具有电源电压输入11、电源电压输出12和“使能输入”13(即，停用输入13)。位于供电单元6a、6b、…、6n的每一个中的是内部开关单元14，内部开关单元14被实现为使得：如果在使能输入13处设置特定的电压电位(即，实现特定的逻辑开关状态)，则相关联的电源电压输出12被停用(即，此处不施加电压)。
供电单元6a、6b、…、6n借助其电源电压输入11(例如，借助供电线V)被连接至***控制设备2，并且从***控制设备2向供电单元6a、6b、…、6n供应12V的输入电压。在电源电压输出12中的每一个处，输出单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m所需的5V电源电压。然而，要明确指出的是，这些电压仅是示例，并且原则上，也可以是其他电压组合。
单独的供电单元6a、6b、…、6n的电力分别足够用于要连接至电源电压输出12的多个单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m。在图2中示出的示例性实施例中，分别存在连接至供电单元6a、6b、…、6n的电源电压输出12的两个单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m。
这里，除了控制器17之外，电压供应布置10附加地包括开关控制单元7，例如，开关控制单元7以微控制器等的形式被布置在检测器控制单元5中，例如，被布置在供电单元6a、6b、…、6n所在的相同板上。这里，控制器17和开关控制单元7经由数据链路耦合至彼此和/或可以彼此通信。
该开关控制单元7具有开关输出15(下文称为“使能输出”15)，经由开关输出15，可以向单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m所连接的供电单元6a、6b、…、6n的使能输入13提供使能信号ES。换言之，该开关控制单元7被实现为使得：为了切换到前面提到的待机模式，施加所需要的逻辑电压电平作为在使能输出15处的使能信号ES，以经由供电单元6a、6b、…、6n的使能输入13将相关联的电源电压输出12停用。开关控制单元7因此与开关机构14一起在单独的供电单元6a、6b、…、6n中形成用于从完全操作模式切换到待机模式的开关机构，其中不再向单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m供应所需的操作电压。
为了确保至少在待机模式中，也继续向检测器控制单元5的所需部件供应电压，检测器控制单元5被装配有至少一个附加供电单元6，可以例如按照与其他供电单元6a、6b、…、6n相同的方式来设计附加供电单元6。换言之，该供电单元6还具有：电源电压输入11，电源电压输入11被连接至通往***控制设备2的电源电压线V；以及电源电压输出12，在电源电压输出12处，输出检测器控制单元5的其他部件所需的供应电压(例如，再次输出5V)。
这里作为示例示出的是如下场景：其中开关控制单元7的电源电压输入16被连接至该供电单元6的电源电压输出12。同样，通过该供电单元6，为控制器17供电(未明确示出)。然而，与为单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m提供的供电单元6a、6b、...、6n的情况不同，这里，使能输入13不连接至开关控制单元7的使能输出15。因此，在切换到待机模式时，不将该供电单元6的电源电压输出12断开连接，并且开关控制单元7、控制器17、和检测器控制单元5的其他部件(经由该输出，被供应有电源电压)未被停用。当然，除了示出的供电单元6之外，还可以存在其他供电单元，其他供电单元向检测器控制单元5的、在待机模式中不被断开的其他部件供应必要的电压，并且同样，经由使能信号ES而未被停用。
为了启动使能信号ES(即，为了使开关控制单元7的使能输出15达到适当的开关状态)，可以经由数据信道D来简单地将“待机命令”SB从***控制设备2发送至检测器控制单元5。为此，***控制设备2可以具有待机启动接口3(例如，以软件部件的形式)，借助待机启动接口3，将适当的窗口显示在用户界面25的显示装置26上，并且操作者可以给予适当的待机命令，以使用键盘或者鼠标(未示出)或者另一指向装置来经由输入装置27切换到待机模式。按照类似的方式，用户还可以输入适当的命令，以从待机模式切换返回，由此再次向单独的检测器20a、20b、20c、…、20m供应必要的操作电压。在图2中示出的情况下，***控制设备2首先将待机命令SB以及对应地还有从待机模式切换返回的命令传输至检测器控制单元5的控制器17，控制器17然后将该命令转发至开关控制单元7。
为了进行操作，单独的检测器20a、20b、20c、…、20m通常需要某一检测器操作数据DB，检测器操作数据DB分别被存储在单独的检测器20a、20b、20c、20d、…20m的一个或者多个存储器47、48(见图3)中。除此之外，检测器操作数据DB包括：校准数据DB，校准数据被用于补偿单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m的不同的灵敏度；以及用于单独的检测器的配置数据。在单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m中的这些存储器47、48通常是易失性存储器，即，当电源电压被断开连接时，存储器的内容丢失。
用于单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m的该检测器操作数据经常被存储在***控制设备2中。这意味着，当再次将[设备]从待机模式切换到完全操作模式时，可以经由检测器控制单元5，将所需的检测器操作数据(特别地，校准数据DB)从***控制设备2传输至单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m。可以通过开关控制单元7来提示该操作，或者通过***控制设备2本身使该操作与待机命令SB同步。然而，在发明的开关机构的一个实现中，为了尽可能少地在***控制设备2的复杂***中进行干预，在图2中示出的优选示例性实施例中的开关控制单元7具有检测器操作数据管理单元8，检测器操作数据管理单元8具有独立的存储器9。与开关控制单元7的其他部件一样，即使在待机模式中，也继续向检测器操作数据管理单元8和存储器9供应必要的电压(即，检测器操作数据管理单元8和存储器9不被断开)。
检测器操作数据管理单元8可以用于确保将来自单独的检测器20a、20b、20c、20d、…、20m的存储器47、48的检测器操作数据DB(特别地，校准数据DB)附加地存储在存储器9中。这可以在对单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的检测器操作数据DB进行重新校准或者重新确认之后进行，或者在每次切换到待机模式之前自动进行。在从待机模式切换回到完全操作模式之后，可以从存储器9检索检测器操作数据DB，并且将检测器操作数据DB写回到单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的存储器47、48。
可以理解的是，由于恢复校准数据DB需要一些时间，并且因此，使单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m完全准备好进行扫描需要一些时间(在64-信道检测器的情况下，大约8至10秒)，当仅简单地对患者进行重新定位时，在较短的暂停的情况下(例如，在两次扫描之间的等待时间内)，到待机模式的这样的切换通常是不合适的。另外，为了在这些较短的暂停中节省电力(因为，在一天的操作中，即使这些短暂的暂停自然地也可以累积成很长的时段)，这里存在自动切换到第一节电模式(上面提到的获取待机模式)的选择。与待机模式相反，该切换仅发生在单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m内部，在这方面，这就是读者再次参考图3的原因。
为此，单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m具有解释器单元50，例如作为输入/输出接口49的一部分。该解释器单元50可以解释单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m经由检测器控制单元5从***控制设备2接收的某些命令，并且输出停用信号DS，以将所涉及的单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的某些部件停用，使得它们不再消耗电力。
在图3中示出的示例性实施例中，该停用信号DS具体用于运算放大器41、采样保持元件43、多路复用器44、模拟数字转换器45和处理单元46，因为这些部件需要最多的电力并且可以容易地从电源断开连接。具体地，具有解释器单元50的输入/输出接口49以及具有校准数据DB和配置数据的存储器47、48不受停用信号DS的影响，因为它们将不变地继续工作，并且特别地，校准数据DB也保持被存储在本地。
这里仅示意性地将停用信号DS的效果示出为是通往受影响的单独的部件的线。其实际上是用于将所涉及的部件从电源断开连接的任何信号，例如，可以借助一个或多个合适的开关，利用该信号DS来简单地中断对所涉及的部件的电源。
在特定情况下，***控制设备2的非常特定的典型信号用于触发对部件的停用或者启动。这些非常特定的典型信号首先是扫描预加载信号SP，扫描预加载信号SP在扫描前不久由***控制设备2发出，使得一方面为后续扫描准备好X射线源，另一方面为后续扫描准备好检测器。当操作者在***控制设备2的用户界面上开启X射线释放时，输出该扫描预加载信号SP。在任何情况下，从开启该X射线释放直到实际发出X射线辐射需要大约1至2秒。因此，确保从单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m处接收到该制作数据信号MD开始获取原始数据(即，如描述的那样读出光电二极管40)的实际制作数据信号MD在大约1至2秒(即，根据X射线源发出X射线辐射所需要的时间)之后与辐射的释放同步。该制作数据信号MD保持活动，直到不再存在待读出的数据。解释器单元50因此可以解释该制作数据信号MD的停用，使得然后输出停用信号DS，以将指定的部件从电源断开连接。相反，扫描预加载信号SP可以用于再次将部件接通电力，即，取消停用信号DS。
参考图4中的流程图再次描述切换到待机模式和切换返回的上述优选过程。
在步骤I中，检测器控制单元5和开关控制单元7经由数据信道D分别从***控制设备2的待机启动接口3接收待机命令SB。在接收到待机命令SB时，在步骤II中，开关控制单元7的检测器操作数据管理单元8首先确保从单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的单独的存储器中读出检测器操作数据DB，并且将其存储在独立的存储器9中。然后，切换开关控制单元7的使能输出15(即，输出使能信号ES)，并且因此，单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的供电单元6a、6b、...、6n经由使能输入13被停用，并且因此，其电压供应被中断(步骤III)。
在步骤IV中，存在一段等待时间，直到再次经由待机启动接口3，将完全操作模式启动信号给予检测器控制单元5和开关控制单元7。当接收到这样的完全操作模式启动信号时，在步骤V中，首先再次取消对单独的检测器20a、20b、20c、20d、...20m的供电单元6a、6b、...、6n的电源电压输出12的停用，即，再次取消对单独的检测器20a、20b、20c、20d、...20m的电压供应的中断。在步骤VI中，借助于检测器操作数据管理单元8，操作控制数据DB或者校准数据DB被再次发送至单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m，使得整个计算机断层扫描***1完全准备好进行操作。
取消电压供应中断并且将校准数据发送回到单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m需要的时间少于10s。这比在完全重新启动计算机断层扫描***时建立完全的操作准备状态所需的时间(需要大约5分钟)快得多。
在这里描述的示例性实施例的情况下，检测器设备4的“完全的操作准备状态”被理解为是指如在图4的最终方法步骤VII中所表示的操作状态，即，检测器设备4处于获取待机模式ABM(其中，单独的检测器20a、20b、20c、20d、...、20m的上面提到的部件仍然被停用)中，或者处于扫描模式SM(其中，所有部件都是活动的并且可以获取数据)中。检测器设备4的操作状态然后因此通过来自***控制设备的信号(例如，上面提到的扫描预加载信号SP和制作数据信号MD)被自动确定。如果检测器设备4处于获取待机模式ABM中，则用户可以借助待机命令SB而在任何时间再次将设备切换到待机模式，这通过到方法步骤I的回路在图4中示出。
特别是如果***不用于长时间成像而仅仅需要保持准备好进行操作的状态，则借助于根据本发明修改的检测器设备，可以大大地降低成像***的总体能量需求。在该时段中，完全可以减少95％的电力摄取。
总之，再次指出，上文中详细描述的控制装置仅仅是示例性实施例，本领域的技术人员在不脱离本发明的范围的情况下可以按照多种方式对其进行修改。具体地，还可以将检测器设备设计为使得仅可以启动上面描述的节电模式中的一种。同样，其用途不限于按照上文在示例性实施例中说明的方式而设计的单独的检测器，相反，设计还可以完全不同，例如，具有计数X射线检测器，当然，计数X射线检测器还必须具有与之适应的部件以用于接收和处理数据。关键因素仅仅在于，在发明的方法中，当不使用需要极大量的能量的部件时，可以在单独的检测器中将这些部件停用。此外，不定冠词“一”或者“一个”的使用不排除所涉及的特征还可以出现不止一次的可能性。也不排除本发明中被示出为单独的单元的元件可以由可选地还在空间上分布的多个交互的子部件组成的可能性。

Claims (16)

1.一种用于医学成像***(1)的检测器设备(4)，所述检测器设备(4)具有各自包括多个部件的若干单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)和至少一个检测器控制单元(5)，并且被实现为使得所述检测器设备(4)能够被切换到至少一个节电模式，在所述至少一个节电模式中，所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的所述部件中的至少一部分被停用，并且同时所述检测器控制单元(5)的所述部件中的至少一部分未被停用。
2.根据权利要求1所述的检测器设备，其中所述检测器设备(4)被实现为使得：在节电模式中，所述检测器控制单元(5)的在节电模式下不需要的某些部件被停用。
3.根据权利要求1或2所述的检测器设备，其中所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)各自具有停用装置，以将涉及的所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的某些部件停用。
4.根据前述权利要求中任一项所述的检测器设备，其中所述检测器设备(4)具有用于所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)和所述检测器控制单元(5)的电压供应布置(10)，并且所述电压供应布置(10)具有至少一个开关机构(7、14)并且被实现为使得：在所述开关机构(7、14)的第一开关状态中，到所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的所述电压供应被中断，并且用于所述检测器控制单元(5)的所述电压供应被继续维持。
5.根据权利要求4所述的检测器设备，其中所述开关机构(7、14)被集成在所述检测器控制单元(5)中。
6.根据权利要求4或5中任一项所述的检测器设备，其中所述开关机构(7、14)包括至少一个开关单元(14)和用于控制所述开关单元(14)的开关控制单元(7)。
7.根据权利要求6所述的检测器设备，其中所述开关机构(7、14)被实现为使得：在所述第一开关状态中，至少用于所述开关单元(14)和所述开关控制单元(7)的所述电压供应被维持。
8.根据权利要求4至7中任一项所述的检测器设备，其中所述电压供应布置(10)具有：至少一个供电单元(6a、6b、6n)，所述至少一个供电单元(6a、6b、6n)具有至少一个电源电压输入(11)、集成开关单元(14)和电源电压输出(12)；以及停用输入(13)，所述停用输入(13)用于为连接至所述开关控制单元(7)的电源电压输出(12)输入停用信号(ES)(使能输入)。
9.根据权利要求4至8中任一项所述的检测器设备，具有检测器操作数据管理单元(8)，所述检测器操作数据管理单元(8)被实现用于：在所述电压供应已被再次接通之后，首先向所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)发送检测器操作数据(DB)，优选地是校准数据(DB)。
10.根据权利要求4至9中任一项所述的检测器设备，具有检测器操作数据管理单元(8)，所述检测器操作数据管理单元(8)被实现用于：在所述开关机构(7、14)被切换到节电模式之前，从所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)读出检测器操作数据(DB)，优选地是校准数据(DB)，并且将分配给所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的所述检测器操作数据(DB)存储在存储器(9)中。
11.一种医学成像***(1)，优选地是具有根据前述权利要求中任一项所述的检测器设备(4)的计算机断层扫描***(1)。
12.一种用于操作医学成像***(1)的检测器设备(4)的方法，其中所述检测器设备(4)具有若干单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)和至少一个检测器控制单元(5)，其中在切换到节电模式之后，所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的所述部件中的至少一部分被停用，并且同时所述检测器控制单元(5)的所述部件中的至少一部分未被停用。
13.根据权利要求12所述的方法，其中借助于单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的停用装置，涉及的所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的某些部件分别被停用。
14.根据权利要求12或13所述的方法，其中到所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的电压供应被中断，并且同时用于所述检测器控制单元(5)的电压供应被继续维持。
15.根据权利要求13和14中任一项所述的方法，其中当数据获取被终止时，借助于单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的所述停用装置，所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的某些部件被自动停用，并且到待机模式的切换由来自用户界面的命令发起，在所述待机模式中，到所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)的电压供应被中断。
16.根据权利要求12至15中任一项所述的方法，其中在切换到节电模式之前，特别地在切换到待机模式之前，检测器操作数据(DB)，优选地是校准数据(DB)，从所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)读出，并且被存储和分配给所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)，并且在从节电模式切换返回之后，特别地从待机模式切换返回之后，分配给所述单独的检测器(20a、20b、20c、20d、20m)中的每一个的所述检测器操作数据(DB)被再次发送返回到所述单独的检测器。
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Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109199427A (zh) * 2018-10-30 2019-01-15 江苏赛诺格兰医疗科技有限公司 一种用于pet***的分布式高压供电架构
CN109303570A (zh) * 2018-09-29 2019-02-05 上海联影医疗科技有限公司 电源管理的方法以及医学影像***
CN114727788A (zh) * 2019-11-07 2022-07-08 佳能株式会社 放射线成像装置、放射线成像***、以及放射线成像装置的控制方法
CN116400792A (zh) * 2023-06-08 2023-07-07 安翰科技(武汉)股份有限公司 开关机联动电路、ai辅助设备及医疗设备

Families Citing this family (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
DE102016207904A1 (de) * 2016-05-09 2017-11-09 Siemens Healthcare Gmbh Betrieb einer Detektoreinrichtung
US11197643B2 (en) 2018-03-16 2021-12-14 Mobius Imaging, Llc Medical x-ray imaging systems and methods
DE102018207418A1 (de) * 2018-05-14 2019-11-14 Siemens Healthcare Gmbh Referenzspannungssystem für einen Strahlungsdetektor
DE102020204681B4 (de) 2020-04-14 2022-08-04 Siemens Healthcare Gmbh Bildaufnahmesystem für ein Computertomographiesystem und Verfahren zur Konfiguration desselben
DE102020210957A1 (de) * 2020-08-31 2022-03-03 Siemens Healthcare Gmbh Auswerteeinheit für einen Röntgendetektor, Röntgendetektor, medizinische Bildgebungsvorrichtung und Verfahren zum Betreiben eines Röntgendetektors
JP7504768B2 (ja) * 2020-10-30 2024-06-24 富士フイルム株式会社 制御装置、放射線検出器、制御方法、及び制御プログラム

Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1589743A (zh) * 2003-08-27 2005-03-09 西门子公司 在计算机断层造影中定位造成测量***误差干扰物的方法
US20050207534A1 (en) * 2004-03-22 2005-09-22 General Electric Company System and method for reducing power consumption in digital radiography detectors
CN101111782A (zh) * 2005-01-31 2008-01-23 柯尼卡美能达医疗印刷器材株式会社 辐射图像检测器和辐射成像***
US20090046834A1 (en) * 2007-08-16 2009-02-19 Fujifilm Corporation Radiation image capturing system and method of setting minimum transmission radio-field intensity in such radiation image capturing system
CN104076305A (zh) * 2013-03-29 2014-10-01 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像***的体线圈的调试装置
KR20150089429A (ko) * 2014-01-28 2015-08-05 박태규 사용전압 또는 전력에 의한 대기전력 자동차단 시스템(장치)
CN204683641U (zh) * 2015-04-21 2015-10-07 上海西门子医疗器械有限公司 节能装置和医疗设备
CN105487638A (zh) * 2015-11-30 2016-04-13 北京天诚盛业科技有限公司 电子电路***及其降低功耗的方法

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
BR0105083A (pt) * 2000-11-17 2002-06-25 Goodyear Tire & Rubber Composição de borracha leve contendo argila
DE102005049228B4 (de) 2005-10-14 2014-03-27 Siemens Aktiengesellschaft Detektor mit einem Array von Photodioden
JP5762071B2 (ja) * 2011-03-23 2015-08-12 キヤノン株式会社 Ｘ線撮影装置、ｘ線撮影装置の制御方法、およびプログラム
DE102014200526B4 (de) * 2014-01-14 2018-09-06 Siemens Healthcare Gmbh Röntgengerät und Röntgenstrahlendetektor für ein Röntgengerät
DE102014226686A1 (de) * 2014-12-19 2016-06-23 Siemens Healthcare Gmbh MRT und Verfahren zur Übertragung von Signalen in einem bildgebenden, medizinischen System
DE102016207904A1 (de) * 2016-05-09 2017-11-09 Siemens Healthcare Gmbh Betrieb einer Detektoreinrichtung

Patent Citations (8)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN1589743A (zh) * 2003-08-27 2005-03-09 西门子公司 在计算机断层造影中定位造成测量***误差干扰物的方法
US20050207534A1 (en) * 2004-03-22 2005-09-22 General Electric Company System and method for reducing power consumption in digital radiography detectors
CN101111782A (zh) * 2005-01-31 2008-01-23 柯尼卡美能达医疗印刷器材株式会社 辐射图像检测器和辐射成像***
US20090046834A1 (en) * 2007-08-16 2009-02-19 Fujifilm Corporation Radiation image capturing system and method of setting minimum transmission radio-field intensity in such radiation image capturing system
CN104076305A (zh) * 2013-03-29 2014-10-01 西门子(深圳)磁共振有限公司 一种磁共振成像***的体线圈的调试装置
KR20150089429A (ko) * 2014-01-28 2015-08-05 박태규 사용전압 또는 전력에 의한 대기전력 자동차단 시스템(장치)
CN204683641U (zh) * 2015-04-21 2015-10-07 上海西门子医疗器械有限公司 节能装置和医疗设备
CN105487638A (zh) * 2015-11-30 2016-04-13 北京天诚盛业科技有限公司 电子电路***及其降低功耗的方法

Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN109303570A (zh) * 2018-09-29 2019-02-05 上海联影医疗科技有限公司 电源管理的方法以及医学影像***
CN109199427A (zh) * 2018-10-30 2019-01-15 江苏赛诺格兰医疗科技有限公司 一种用于pet***的分布式高压供电架构
CN114727788A (zh) * 2019-11-07 2022-07-08 佳能株式会社 放射线成像装置、放射线成像***、以及放射线成像装置的控制方法
US12047677B2 (en) 2019-11-07 2024-07-23 Canon Kabushiki Kaisha Radiation imaging apparatus, radiation imaging system, and control method of radiation imaging apparatus
CN116400792A (zh) * 2023-06-08 2023-07-07 安翰科技(武汉)股份有限公司 开关机联动电路、ai辅助设备及医疗设备
CN116400792B (zh) * 2023-06-08 2023-10-10 安翰科技(武汉)股份有限公司 开关机联动电路、ai辅助设备及医疗设备

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DE102016207904A1 (de) 2017-11-09
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US20170322619A1 (en) 2017-11-09

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