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Die
vorliegende Erfindung bezieht sich allgemein auf diagnostische Bildgebungssysteme,
die Computertomographie benutzen und mehr im Einzelnen auf einen
Röntgenstrahlgenerator
und einen Schleifring für
ein CT-System, derart, dass ein stationärer Inverter dem Schleifring
Leistung zur Übertragung
auf ein umlaufendes Hochspannungsteil zur Erzeugung eines Spannungspotentials
an einer umlaufenden Röntgenröhre überträgt.
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Typischerweise
emittiert bei Computertomographie(CT)-Bildgebungssystemen eine Röntgenstrahlquelle
einen fächerförmigen Röntgenstrahl
auf ein Subjekt oder Objekt wie einen Patienten oder ein Gepäckstück. Im Nachfolgenden
umfassen die Ausdrücke „Subjekt" und „Objekt" alles, was abgebildet werden
kann. Der Strahl trifft nach der Abschwächung durch das Subjekt auf
ein Array von Strahlungsdetektoren. Die Intensität der an dem Detektorarray
empfangenen geschwächten
Röntgenstrahlung
ist typischerweise von der Schwächung
des Röntgenstrahls
durch das Subjekt abhängig.
Jedes Detektorelement des Detektorarrays erzeugt ein getrenntes
elektrisches Signal, das für
den von dem jeweiligen Detektorelement empfangenen, geschwächten Strahl
kennzeichnend ist. Die elektrischen Signale werden einem Datenverarbeitungssystem
zur Analyse übermittelt,
das schließlich
ein Bild erzeugt.
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Üblicherweise
werden die Röntgenstrahlquelle
und das Detekotrarray in einer bildgebenden Ebene und rings um das
Subjekt herum mittels der Gantry umlaufen lassen. Röntgenstrahlquellen
weisen typischerweise Röntgenröhren auf,
die den Röntgenstrahl
jeweils an einem Brennfleck emittieren. Röntgenstrahldetektoren enthalten
typischerweise einen Kollimator zum Kollimieren von an dem Detektor
empfangenen Röntgenstrahlen,
außerdem,
anschließend
an den Kollimator, einen Szintillator zum Umsetzen der Röntgenstrahlen
in Lichtenergie und Fotodioden um die Lichtenergie von dem angrenzenden
Szintillator zu empfangen und daraus elektrische Signale zu erzeugen.
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Typischerweise
setzt jeder Szintillator eines Szintillatorarrays Röntgenstrahlen
in Lichtenergie um. Jeder Szintillator überträgt Lichtenergie auf eine sich
an ihn anschließende
Fotodiode. Jede Fotodiode erfasst die Lichtenergie und erzeugt ein
entsprechendes elektrisches Signal. Die Ausgangsgrößen der
Fotodioden werden sodann dem Datenverarbeitungssystem zur Bildrekonstruktion übermittelt.
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Der
Röntgenstrahlgenerator
eines CT-Systems ist an der Gantry angeordnet und läuft demgemäß während der
Datenakquisition um einen Bildgebungstunnel um. Die Röntgenstrahlerzeugung
beinhaltet üblicherweise
eine Röntgenröhre, ein
Datenakquisitionssystem und bogenförmige Detektorarrays. Dieser
an sich bekannte Aufbau ist in 1 veranschaulicht.
Wie dargestellt, weisen der Röntgenstrahlgenerator- und Schleifringaufbau 2 eine
Röntgenröhre 3,
einen Hochspannungs(HV)-Teil (HV-Tank) 4 und einen Inverter 5 auf,
der mit einem Schleifring 6 betriebsmäßig verbunden ist. Die Röhre 3,
das HV-Teil 4 und der Inverter sind jeweils für sich mit
einer umlaufenden Basis 7 verbunden und an dieser befestigt,
die diese Elemente bei der Umlaufbewegung der Gantry trägt. Außerhalb
der umlaufenden Basis 7 und elek trisch an den Schleifring 6 angeschlossen,
ist eine Energieversorgungseinheit (PDU) 8 angeordnet,
die stationär
ist und die deshalb nicht mit der Röhre 3 in dem Teil 4 und
dem Inverter 5 umläuft.
Der Inverter 5 ist typischerweise mit einer Gleichspannung
von bspw. 650 V= beaufschlagt und erzeugt eine Wechselspannungswelle
von bspw. etwa 300 V Wechselspannung bei einer bestimmten Frequenz
z.B. 20 bis 50 KHz. Die Wechselspannung wird dann dem HV-Teil 4 zugeführt, das
einen Transformator und einen Gleichrichter (nicht dargestellt) enthält, die
ein HV-Gleichpotential erzeugen. Das HV-Potential wird an die Röntgensröhre 3 angelegt. Da
das HV-Teil und der Inverter auf der umlaufenden Basis sitzen, wird
die Energie zu dem Inverter in einfacher Weise auf der umlaufenden
Seite über
einen Schleifring 6 verhältnismäßig niederer Spannung (ungefähr 650 V
Gleichspannung) übertragen.
Die umlaufende Basis 7 ist außerdem mit einem oder mehreren
Hilfseinrichtungen ausgerüstet,
die Hilfsenergieversorgungsvorrichtungen beinhalten können, welche
allgemein mit dem Bezugszeichen 4a bezeichnet sind.
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Bei
diesem Aufbau ist der Inverter 5 auf der umlaufenden Basis 7 angeordnet
und läuft
deshalb während
der Datenakquisition um. Eine schematische Schaltungsanordnung des
Inverters ist in 2 veranschaulicht.
Der Inverter 5 enthält
eine Anzahl Leistungsschalter 9 (z.B. IGBTs), die in einer
H-Konfiguration angeordnet sind. An einen Ausgang der H-Konfiguration
ist ein einen Resonanzkreis 10 bildender LC-Schaltkreis angeschlossen.
Die Ausgangsgröße des Resonanzkreises 10 und
die andere Ausgangsgröße der H-Konfiguration 9 werden
in das HV-Teil 4 eingespeist. Das HV-Teil enthält einen Transformator 11,
der an eine Gleichrichter- und Filterschaltung 12 angeschlossen
ist, um ein Spannungspotential an einer monopolaren Röntgenröhre 3 zu
erzeugen. Der Inverter 5, das HV-Teil 4 und die Röhre 3 sind
auf der umlaufenden Seite des Schleifrings 6 angeordnet.
Bei diesem bekannten Aufbau wird somit eine verhältnismäßig niedrige Gleichspannung
dem Schleifring 6 zugeführt,
die dann zur weiteren Verarbeitung dem Inverter 5 zugeführt wird.
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Die
Anordnung des Inverters auf der rotierenden Seite des Schleifrings
hat eine Anzahl Nachteile. So ist z.B. ein Umlaufenlassen mit höheren Gantrydrehzahlen
deshalb problematisch, weil die Masse der Komponenten auf der sich
drehenden Seite, wie auch diesen zugeordnete, von der Drehbewegung
herrührende
Kräfte
die Gantrydrehzahl begrenzen. Außerdem nehmen bei einer Erhöhung der Gantrydrehzahl
die Leistungsanforderungen an den Röntgenstrahlgenerator ebenfalls
zu, um ein konstantes SNR erhalten zu können. Auch müssen die Abmessungen
und die Masse der Röntgenstrahlgeneratorkomponenten
ebenfalls vergrößert werden, um
die erforderliche Leistung zu liefern. Schließlich führte die Größe der Röntgenstrahlgeneratorkomponenten
bei gebräuchlichen
CT-Systemen zu einem von der umlaufenden Basis vorkragenden Aufbau. Dieser
vorkragende Aufbau ergibt ein zusätzliches Drehmoment auf die
zur Befestigung der Komponenten verwendeten Abstützungen, wie auch die an den Halterungen
angreifenden Kräfte
vergrößert werden. All
dies beschränkt
die Umlaufgeschwindigkeit der Gantry.
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Es
geht deshalb der Wunsch dahin, einen Röntgenstrahlgeneratoraufbau
zu schaffen, der die Größen- und
Gewichtseinschränkungen
bei der umlaufenden Basis eines CT-Systems verringert und damit
eine Erhöhung
der Gantrydrehzahl ohne Verschlechterung der Leistungsübertragung
zu der Röntgenröhre erlaubt.
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Kurze Beschreibung
der Erfindung
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Die
vorliegende Erfindung betrifft eine Vorrichtung zur Leistungszufuhr
zu einer Röntgenröhre zur
Erzeugung eines Röntgenstrahls
für die
CT-Datenakquisition, die die im Vorstehenden erwähnten Nachteile vermeidet.
Die Vorrichtung weist einen Schleifring auf, der dazu ausgelegt
ist, Leistung von einem stationären
Inverter auf ein umlaufendes HV-Teil
zu übertragen.
Das HV-Teil ist so ausgelegt, dass es die übertragene Leistung konditioniert
und an der Röntgenröhre ein
Spannungspotential zur Röntgenstrahlerzeugung
erzeugt. Außerdem
ist der Inverter so konstruiert, dass er einen einzigen Serienresonanzkreis
oder ein paar Serienresonanzkreise aufweist, der bzw. die mit dem
Schleifring entweder direkt oder indirekt über einen Transformator verbunden
ist bzw. sind.
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Gemäß einem
Aspekt der vorliegenden Erfindung weist deshalb ein Röntgenstrahlgenerator
für einen
CT-Scanner einen Schleifring zur Leistungsübertragung zu einem umlaufenden
Hochspannungsteil und einer umlaufenden Röntgenstrahlröhre auf, die
mit dem Schleifring betriebsmäßig verbunden
ist, um von dem Hochspannungsteil Leistung zu erhalten. Die Röntgenröhre ist
so ausgelegt, dass sie Röntgenstrahlen
auf ein auf einem Scangestell angeordnetes, zu scannendes Subjekt
projiziert. Der Röntgenstrahlgenerator
weist außerdem
einen stationären
Inverter auf, um dem Schleifring Wechselspannungsenergie zur Übertragung
zu dem Hochspannungsteil zuzuführen.
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Gemäß einem
anderen Aspekt der vorliegenden Erfindung weist ein CT-Bildgebungsgerät eine umlaufende
Gantry mit einem durchgehenden Bildgebungstunnel und einem die Gantry
tragenden stationären
Sockel auf. An der umlaufenden Gantry ist ein Schleifring angeordnet
und elektrisch mit einer Röntgenröhre und
einem Hochspannungsteil gekoppelt. Das Hochspannungsteil ist so
ausgelegt, dass es an die Röntgenröhre ein
Hochspannungspotential zur Erzeugung von Röntgenstrahlen für die Datenakquisition
anlegt. Das CT-Bild gebungsgerät
weist außerdem
ein außerhalb
der Gantry befindliches Leistungsversorgungsgerät auf, dem eine Gleichspannung
zugeführt
wird und das eine Wechselspannung erzeugt, die über den Schleifring an das
Hochspannungsteil angelegt wird.
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Unter
einem weiteren Aspekt der vorliegenden Erfindung weist ein CT-Scanner
eine Röntgenröhre und
ein Hochspannungsteil auf. Das Hochspannungsteil ist so ausgelegt,
dass es an die Röntgenröhre ein
Hochspannungspotential anlegen kann. Der CT-Scanner weist außerdem einen
Schleifring auf, um dem Hochspannungsteil Strom zuzuführen. Außerdem ist
ein stationärer
Sockel mit einem Inverter vorhanden, um dem Schleifring Wechselstromleistung
zur Übertragung
zu dem Hochspannungsteil zuzuleiten. Der Inverter beinhaltet wenigstens
einen Resonanzkreis, der mit dem Schleifring verbunden ist. Zahlreiche
andere Merkmale, Aufgaben und Vorteile der vorliegenden Erfindung
ergeben sich aus der nachfolgenden detaillierten Beschreibung und
der Zeichnung.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnung
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Die
Zeichnung veranschaulicht eine für
die Ausführung
der Erfindung gegenwärtig
bevorzugte Ausführungsform.
In der Zeichnung ist:
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1 eine schematische Skizze
eines bekannten Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringaufbaus für
ein CT-Bildgebungssystem;
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2 ein schematisches Schaltbild
einer bekannten Invertertopologie zur Verwendung bei dem in 1 dargestellten Aufbau;
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3 eine bildliche Darstellung
eines CT-Systems gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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4 ein schematisches Blockschaltbild
des in 1 veranschaulichten
Systems;
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5 eine schematische Darstellung
eines Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringaufbaus gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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6 ein schematische Schaltbild
einer Invertertopologie für
den in 5 dargestellten
Aufbau, gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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7 ein schematisches Schaltbild
einer alternativen Invertertopologie für den Aufbau nach 5, gemäß einer weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung;
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8 ein schematisches Schaltbild
einer anderen Invertertopologie für den in 5 dargestellten Aufbau, gemäß einer
noch anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung und
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9 eine bildliche Darstellung
eines CT-Systems zur Verwendung bei einem nicht-invasiven Gepäckuntersuchungssystem.
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Detaillierte
Beschreibung der bevorzugten Ausführungsform
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Bezugnehmend
auf die 3, 4 ist dort ein Computertomographie(CT)-Bildgebungssystem 14 dargestellt,
das eine umlaufende Gantry 15 aufweist, die für einen
CT-Scanner der „dritten
Generation" repräsentativ
ist. Die Gantry 15 ist in einem Gantrysockel 16 gelagert
und weist eine Röntgenröhre 17 auf, die
ein Bündel
Röntgenstrahlen 18 auf
ein auf der gegenüberliegenden
Seite der Gantry 15 angeordnetes Detektorarray 19 projiziert.
Die Gantry 15 ist so aufgebaut, dass sie sich dreht und
wird deshalb auch als die umlaufende Seite bezeichnet während der
Sockel 16 nicht umläuft
und deshalb als die stationäre
Seite definiert ist.
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Ein
(nicht dargestellter) Schleifring ist in der Nähe einer (nicht dargestellten)
umlaufenden Basis angeordnet, um Strom zu den während der Datenakquisition
umlaufenden Röntgenstrahlgeneratorkomponenten
zu übertragen.
Die rotierende Basis ist so konstruiert, dass sie die Röntgensröhre 17,
ein (nicht dargestelltes) Hochspannungs(HV)-Teil (HV-Tank) und andere
(nicht dargestellte) Hilfskomponenten beim Umlauf um einen medizinischen
Patienten 22 trägt.
Wie im Nachstehenden noch in größerem Detail
beschrieben werden wird, ist der Schleifring so ausgelegt, dass
er von einem (nicht dargestellten) stationären Inverter in dem Gantrysockel
empfangene elektrische Energie zu dem HV-Teil weiterleitet, so dass
an der Röntgensröhre 17 ein
Spannungspotential angelegt werden kann. Für den Fachmann versteht sich,
dass die vorliegende Erfindung auch für die Projektion und Detektion
von Gammastrahlen und anderer elektromagnetischer HV-Energie eingesetzt
werden kann.
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Das
Detektorarray 19 ist durch eine Anzahl Detektoren gebildet,
die gemeinsam die durch den medizinischen Patienten 22 durchgehenden
projizierten Röntgenstrahlen
erfassen. Jeder Detektor 20 erzeugt ein elektrisches Signal,
das die Intensität
eines auftreffenden Röntgenstrahls
und damit den beim Durchgang durch den Patienten 22 geschwächten Röntgenstrahl
kennzeichnet. Während
eines Scans zur Akquisition von Röntgenstrahlprojektionsdaten
laufen die Gantry 12 und die darauf angeordneten Komponenten
um einen Drehpunkt 24 um.
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Die
Umlaufbewegung der Gantry 15 und der Betrieb der Röntgenstrahlquelle 17 sind
durch einen Steuermechanismus 26 des CT-Systems 14 gesteuert.
Der Steuermechanismus 26 beinhaltet eine Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28,
die einer Röntgenstrahlquelle 17 Energie-
und Taktsignale liefert und eine Gantrymotor-Steuereinrichtung 30,
die die Umlaufgeschwindigkeit (Drehzahl) und Drehlage der Gantry
steuert. Ein Datenakquisitionssystem (DAS) 32 in dem Steuermechanismus 26 erfasst
Analogdaten von den Detektoren 20 und setzt diese Daten
in Digitaldaten für
die nachfolgende Verarbeitung um. Eine Bildrekonstruktionsbildeinrichtung 34 empfängt die
erfassten und digitalisierten Röntgenstrahldaten von
dem DAS 32 und führt
eine Hochgeschwindigkeitsrekonstruktion durch. Das rekonstruierte
Bild wird sodann als Eingabegröße einem
Computer 36 zugeführt,
der das Bild in einer Großspeichereinrichtung 38 abspeichert.
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Der
Computer 36 empfängt
außerdem
von einem Bediener über
eine eine Tastatur aufweisende Konsole 40 Befehle und Scanparameter.
Ein zugeordneter Bildschirm 42 gestattet es dem Bediener, das
rekonstruierte Bild und andere Daten von dem Computer 36 zu
betrachten. Die von dem Bediener zugeführten Befehle und Parameter
werden von dem Computer dazu verwendet, Steuersignale und Informationen
zu dem DAS 32, der Röntgenstrahlsteuereinrichtung 28 und
der Gantrymotor-Steuereinrichtung 30 zu
liefern. Außerdem
steuert der Computer 36 ein Liegenmotorsteuergerät 44 an,
das eine motorbetätigte
Liege 46 steuert, um den Patienten 22 und die
Gantry 15 jeweils entsprechend zu positionieren. Die Liege 46 bewegt
insbesondere Teile des Patienten 22 durch einen Gantrytunnel 48.
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Bezugnehmend
nun auf 5 ist dort eine Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringanordnung gemäß der vorliegenden
Erfindung veranschaulicht. Die Röntgenstrahl- und Schleifringanordnung 48 umfasst
die Röntgenröhre 17 und
ein mit einer umlaufenden Basis 52 verbundenes Hochspannungsteil. Die
umlaufende Basis 52 ist in der Gantry des CT-Systems gelagert
und so ausgelegt, dass sie die Umlaufbewegung der Röntgenröhre 17 und
des Hochspannungs(HV)-Teils 50 ermöglicht. Mittels der umlaufenden
Basis 52 ist auch eine Hilfsvorrichtung 54 gelagert.
Das HV-Teil 50 ist dazu ausgelegt ein Wechselstromsignal
so umzuwandeln, dass eine hohe Gleichhochspannung erzeugt wird,
die an die Röntgenröhre 17 angelegt
werden kann. Bei einer Ausführungsform
ist des HV-Teil 50 z.B.
so ausgelegt, dass es ein Potential bis zu 160 KV zur Beaufschlagung
der Röntgenröhre 17 erzeugen
kann. Die Röntgenröhre erzeugt
in Abhängigkeit
von der an sie angelegten Spannung Röntgenstrahlen zur Projektion
auf einen zu scannenden Patienten.
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Die
Anordnung 48 umfasst auch einen Schleifring, der schematisch
durch einen Bogen 56 angedeutet ist, welcher einer im Wesentlichen
ringförmige
Gestalt aufweist und dazu ausgelegt ist dem HV-Teil 50 elektrischen
Strom zuzuführen.
Zu diesem Zwecke erhält
der Schleifring 56 von der Netzversorgungseinheit (power
distribution unit PDU) 58 eine Wechselspannung. Wie dargestellt
kann die PDU 58 einen Inverter 60 beinhalten,
der dazu eingerichtet ist, dem Schleifring 56 die Wechselspannung
zuzuführen.
Für den
Fachmann versteht sich aber, dass der Inverter auch außerhalb
der PDU angeordnet sein kann. Außerdem ist, wie dies im Weiteren
noch im Einzelnen erläutert
werden wird, der Inverter 60 bezüglich der umlaufenden Komponenten
der Anordnung 48 stationär und läuft deshalb während der
Datenakquisition nicht um den Patienten um. Außerdem ist bei einer Ausführungsform
der Inverter 60 so ausgelegt, dass er dem Schleifring 56 eine
Wechselspannung von etwa 300 Volt bei einer Frequenz von 30 kHz
zuführt.
Es versteht sich, dass auch andere Frequenzbereiche in Betracht
kommen, wie etwa von 20 Khz bis zu 1 mHz.
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Der
Schleifring 56 hat einen verhältnismäßig großen Durchmesser und kann deshalb
als eine strahlende Antenne wirken. Um die elektromagnetische Strahlung
zu minimieren ist es daher wichtig, den Frequenzgehalt des Wechselstroms
und der Wechselspannung an dem Schleifring auf ein Minimum zu reduzieren.
Zu diesem Zwecke weist, wie in 6 dargestellt,
die vorliegende Erfindung eine Invertertopologie auf, um den Frequenzgehalt
der auf den Schleifring übertragenen
Wechselgrößen zu beschränken. Der
Inverter 60 enthält
ein Paar Resonanzkreise 62. Jeder Resonanzkreis beinhaltet
einen Kondensator C und eine Induktivität (Induktor) L), die miteinander
in Serie geschaltet sind. Jeder Resonanzkreis 62 ist an
einen Ausgang einer Anzahl Leistungsschalter 64 angeschlossen,
die in einer H-Konfiguration angeordnet sind. Zu den Leistungsschaltern
können
Mosfets, IGBT's
und dergleichen gehören.
Die Leistungsschalter 64 sind so ausgelegt, dass sie eine
hohe Gleichspannungseingangsgröße, wie etwa
650 Volt Gleichspannung, erhalten und eine Wechselspannung variabler
Frequenz, d.h. von etwa 20 bis 100 kHz, erzeugen.
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Die
Resonanzkreise sind an die Ausgänge der
Leistungsschalterkonfiguration angeschlossen und liegen somit zwischen
den Leistungsschalterausgängen
und dem Schleifring 56. Zu bemerken ist, dass bei einer
Ausführungsform
die Werte der induktiven und reaktiven Komponenten der Resonanzkreise
bei jedem Konverter gleich sind. Die Resonanzkreise sind darauf
ausgelegt, die schnellen Schalterscheinungen der Leistungsschalter
zu glätten
und damit den Frequenzgehalt zu begrenzen und die Gleichtaktkomponente
der auf den Schleifring 56 übertragenen Wellen zu verringern.
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Noch
bezugnehmend auf 6 definiert
der Schleifring 56 eine Trennstelle zwischen einer stationären Seite
und einer umlaufenden Seite des Röntgenstrahlgenerators. Wie
oben erwähnt,
sind der Inverter und dessen zugeordnete Topologie auf der stationären Seite
des Schleifrings 56 angeordnet. Demgemäß läuft der Inverter während des
Datenaquisiontsvorgangs nicht mit dem Hochspannungsteil 50 oder
der Röntgenröhre 17 um.
Die umlaufende Seite des Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringaufbaus beinhaltet das Hochspannungsteil 50,
das von dem Schleifring 56 eine Wechselgröße zugeführt erhält und das
diese Wechselgröße so umsetzt,
dass es an der Röntgenröhre 17 ein
Gleichhochspannungspotential anlegt. Das HV-Teil 50 beinhaltet
einen Transformator 66 und eine Gleichrichter- und Filterschaltung 68,
um das durch den Schleifring 56 zugeführte Wechselspannungssignal
zu verarbeiten. Bei einer beispielhaften Ausführungsform ist das HV-Teil 50 dazu
ausgelegt, an der Röntgenröhre 17 ein
Gleichpotential von 160 kV anzulegen.
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Bezugnehmend
auf 7 ist dort eine
Invertertopologie gemäß einer
anderen Ausführungsform der
vorliegenden Erfindung dargestellt. Der Inverter 60 hat
bei dieser Ausführungsform
eine ähnliche
Topologie, wie sie anhand von 6 beschrieben
worden ist, und weist eine Anzahl in einer H-Konfiguration angeordneter Leistungsschalter 64 auf,
die eine Wechselspannung abgeben können, welche von einem Paar
Serienresonanzkreise 62 geglättet wird. Im Gegensatz zu
der in 6 veranschaulichten
Topologie beinhaltet der in 7 gezeigte
Aufbau aber einen Transformator, der zwischen den Resonanzkreisausgängen und
dem Schleifring 56 angeordnet ist. Der Transformator 70 ist
in die Anordnung deshalb eingeführt,
um die wirksame Induktivität
des Schleifrings 56 zu beeinflussen. Der Schleifring 56 hat
beispielsweise eine Indukivität,
die typischerweise zwischen 0,0 mH bis 0,6 mH, abhängig von
der jeweiligen Drehstellung, liegt. Durch das Zufügen des Transformators 70 zu
der Schaltung wird die wirksame Induktanz um N2 verringert,
wobei N das Windungsverhältnis
des Transformators 70 ist. Wenn zum Beispiel das Windungsverhältnis des
Transformators 70 gleich 1 : N ist, wird die Induktivität oder Schwankungsbreite
des Schleifrings 56 z.B . von 0,4 mH auf 0,016 mH, um einen
Faktor 25 verkleinert. Außerdem hat der Schleifring
einen in Reihe liegenden Widerstand, der ebenfalls um N2 verkleinert
wird, wodurch die Verluste herabgesetzt werden.
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Das
Einfügen
des Transformators 70 mit einem Windungsverhältnis von
1 : N in den Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringaufbau erfordert, dass das Windungsverhältnis des
Transformators 66 und des HV-Teils 50 um N herabgesetzt
wird, um das Einfügen
des Transforators 70 zu kompensieren. Das bedeutet, dass
das Windungsverhältnis
des Transformators 66 gleich 1 : X – N wird, wobei N das Windungsverhältnis des
Transformators 70 und X das Windungsverhältnis des
Transformators 66, ohne in dem System befindlichem Transformator 70,
ist. Wenn der Transformator 66, z.B. bei fehlendem Transformator 70 sonst
ein Windungsverhältnis
von 8 hätte,
erfordert das Einfügen
des Transformators 70 mit einem Windungsverhältnis von
5, dass der Transformator 66 so ausgelegt wird, dass er
ein Windungsverhältnis
von 3 hat. Außerdem
hat der Schleifring eine effektive Induktivität von Y/N2,
wobei Y gleich der Induktivität
des Schleifrings bei in der Schaltungstopologie nicht enthaltenem
Transformator 70 ist.
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Wenn
bei der im Vorstehenden beschriebenen Erfindung die Inverteranordnung
und deren zugeordnete Halterung von der umlaufenden Seite weggenommen
werden, kann auch ein dem CT-System typischerweise zugeordnetes
Ausgleichsgewicht, das die gleiche Masse wie die Inverteranordnung
aufweist, entfallen. Die Aufstellung des Inverters auf der stationären Seite
des Systems, wie auch die Wegnahme irgendwelcher Gegengewichte,
erlauben auch die Vermeidung von vorkragenden Anordnungen und ergeben
deshalb eine gleichmäßig ausgewuchtete
Gantry, was bei höheren
Gantry Umlaufgeschwindigkeiten, wie etwa 0,2 Sek./Umlauf von kritischer
Bedeutung ist. Außerdem
gestattet die Hochfrequenzwechselspannung an dem Schleifring die
Benutzung eines kontaktlosen Schleifrings, wodurch Schleifringbürsten vermieden
werden. Schließlich
wird durch das Überführen des
Inverters von der umlaufenden Seite auf die stationäre Seite
des Systems Platz für
einen größeren Generator
zur Erzeugung größerer Leistungen,
wie etwa 150 kW und 200 kW geschaffen, wie sie typischerweise für schnelleres
Scannen erforderlich sind.
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Bezugnehmend
nun auf 8 ist dort ein Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringaufbau gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der Erfindung veranschaulicht. Der Aufbau nach 8 ist ähnlich jenem der Ausführungsform
nach 7. Der Aufbau nach 8 verwendet jedoch lediglich
einen einzigen Serienresonanzkreis 62. Demgemäß ist ein
Ausgang der H-Konfiguration der Leistungsschalter 64 an
den Resonanzkreis 62 angeschlossen, während der andere Ausgang direkt
mit dem Transformator 70 verbunden ist. Der Ausgang des
Resonanzkreises 62 ist außerdem eingangsseitig an den
Transformator 70 angeschlossen. Demgemäß wird der positive Teil der
von den Leistungsschaltern abgegebenen Wechselspannung dem Resonanzkreis
zur Glättung
zugeführt
während
der negative Teil der Wechselspannung unmittelbar in den Transformator 70 eingespeist
wird. Ähnlich
wie bei den Ausführungsformen nach
den 6, 7 ist der Inverter 60 stationär während das
HV-Teil 50 und die Röntgenröhre 17 umlaufen.
Dem Schleifring 56 von dem Transformator 70 zugeführter Strom
wird dem HV-Teil 50 zur Erzeugung eines Hochspannungspotentials
zugeleitet, das an der Röntgenröhre 17 angelegt
wird, um Röntgenstrahlen
für die
CT-Datenakquisition zu erzeugen. Ähnlich wie bei dem in 7 veranschaulichten Aufbau
beeinflusst in 8 das
Windungs verhältnis
des Transformators 70 das Windungsverhältnis des Transformators 66 des
HV-Teils 50. Außerdem
werden Hochfrequenz- und Gleichtaktkomponenten bei den Schleifring-Wechselgrößen-Wellenformen
verringert.
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Bezugnehmend
nun auf 9 beinhaltet
ein Paket/Gepäckinspektionssystem 100,
das die vorbeschriebene Röntgenstrahlgenerator-
und Schleifringarchitektur und die ebenfalls beschriebene Invertertopologie
aufweist, eine umlaufende Gantry 102 mit einer durchgehenden Öffnung 104,
durch die Pakete oder Gepäckstücke durchgehen
können.
Die umlaufende Gantry 102 weist eine elektromagnetische Hochfrequenzenergiequelle 106 und
eine Detektoreinrichtung 108 auf. Außerdem ist ein Fördersystem 110 vorgesehen,
das ein Förderband 112 aufweist, welches
auf einem Gestell 114 so gelagert ist, dass es automatisch
und fortwährend
zu scannende Pakete oder Gepäckstücke 116 durch
die Öffnung 104 transportiert.
Objekte 116 werden von dem Förderband 112 durch
die Öffnung 104 transportiert.
Dabei werden bildgebende Daten akquiriert, und daran anschließend bewegt
das Förderband 112 die
Gepäckstücke 116 in
gesteuerter und fortlaufender Weise aus der Öffnung 104 heruas.
Demgemäß können Postüberwacher,
Gepäckhandhabungspersonal
und anderes Sicherheitspersonal den Inhalt der Gepäckstücke 116 nichtinvasiv
auf Sprengstoffe, Messer, Gewehre, Schmuggelgut, etc. untersuchen.
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Gemäß einer
Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung weist ein Röntgenstrahlgenerator für einen
CT-Scanner deshalb einen Schleifring auf, um Leistung zu einem umlaufenden
Hochspannungsteil und einer umlaufenden Röntgenröhre zu übertragen, die mit dem Schleifring
elektrisch so gekoppelt sind, dass die Röhre Leistung aus dem Hochspannungsteil
erhält.
Die Röntgenröhre ist
so ausgelegt, dass sie Röntgenstrahlen
auf ein auf einem Scangestell angeordnetes zu scan nendes Subjekt projiziert.
Der Röntgenstrahlgenerator
beinhaltet außerdem
einen stationären
Inverter, der dem Schleifring Wechselspannungsleistung zur Weiterleitung
an das Hochspannungsteil zuführt.
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Gemäß einer
anderen Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung weist ein CT-Bildgebungsgerät eine umlaufende
Gantry mit einer durchgehenden Bohrung (Tunnel) und einen die Gantry
lagernden stationären
Sockel auf. Ein Schleifring ist an der umlaufenden Gantry montiert
und mit einer Röntgenröhre und
einem Hochspannungsteil elektrisch verbunden. Das Hochspannungsteil
ist so ausgelegt, dass es zur Erzeugung von Röntgenstrahlen für die Datenakquisition
ein Hochspannungspotential an die Röntgenröhre anlegt. Das CT-Bildgebungsgerät beinhaltet
außerdem
ein außerhalb
der Gantry vorgesehenes Stromversorgungsgerät, das eingangsseitig Gleichspannung
zugeleitet erhält
und das eine Wechselspannung erzeugt, die über den Schleifring an das
Hochspannungsteil angelegt wird.
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Gemäß einer
weiteren Ausführungsform
der vorliegenden Erfindung weist ein CT-Scanner eine Röntgenröhre und
ein Hochspannungsteil auf. Das Hochspannungsteil ist so ausgelegt,
dass es an die Röntgenröhre ein
Hochspannungspotential anlegt. Der CT-Scanner weist außerdem einen
Schleifring auf, um dem Hochspannungsteil Strom zuzuleiten. Darüberhinaus
ist eine stationäre
Basis mit einem Inverter beschrieben, um dem Schleifring Wechselstromleistung
zur Weiterleitung an das Hochspannungsteil zuzuführen. Der Inverter enthält einen
einzigen oder ein Paar Resonanzkreise, die an den Schleifring entweder
direkt oder über
einen Transformator angeschlossen sind.
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Die
vorliegende Erfindung wurde anhand einer bevorzugten Ausführungsform
beschrieben, es versteht sich aber, dass äquivalente Alternativen und Abwandlungen,
abgesehen von den ohnehin erwähnten,
möglich
sind und im Schutzbereich der beigefügten Patentansprüche liegen.