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Die
vorliegende Erfindung betrifft ein Computertomographiegerät (CT-Gerät), welches
transformatorische Übertrager
aufweist zur kontaktlosen Übertragung
von elektrischer Leistung im Sinne eines Energietransfers von einem
stationären
Teil auf Komponenten eines rotierenden Teils. Dabei bezieht sich
die vorliegende Erfindung insbesondere auf ein CT-Gerät, bei dem
der Übertrager
zusätzlich
für eine kontaktlose
Datenübertragung
ausgelegt ist.
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Die
Röntgen-Computertomographie – im Nachfolgenden
kurz mit CT bezeichnet – ist
ein spezielles Röntgen-Aufnahmeverfahren,
das sich im Bildaufbau grundsätzlich
von dem klassischen Röntgen-Schichtaufnahmeverfahren
unterscheidet. Bei CT-Aufnahmen erhält man Transversal-Schnittbilder, also
Abbildungen von Körperschichten,
die im wesentlichen senkrecht zur Körperachse orientiert sind. Die
im Bild dargestellte gewebespezifische physikalische Größe ist die
Verteilung des Schwächungswertes
von Röntgenstrahlung μ(x,y) in
der Schnittebene. Das CT-Bild erhält man durch Rekonstruktion
der vom verwendeten Meßsystem
gelieferten eindimensionalen Projektionen der zweidimensionalen
Verteilung von μ(x,y)
aus zahlreichen verschiedenen Blickwinkeln (Projektionen).
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Die
aus verschiedenen Richtungen stammenden Projektionen – charakterisiert
durch den Projektionswinkel α – erhält man durch
ein kombiniertes Röntgenröhren-Detektor-System,
das in der Schichtebene um das Objekt rotiert. Die derzeit gebräuchlichsten
Geräte
sind sogenannte "Fächerstrahlgeräte", bei denen Röhre und
ein Array aus Detektoren (eine lineare oder teilkreisförmige Anordnung
von Detektoren) in der Schicht ebene gemeinsam um ein Drehzentrum,
welches auch Mitte des kreisförmigen
Messfeldes ist, rotieren.
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In 1 ist schematisch ein Computertomographiegerät für ein Fächerstrahlverfahren
dargestellt. Das Gerät
besitzt in einem Rahmen 2 einen Drehkranz 3, der
durch einen Motor 4 um eine senkrecht zur Zeichenebene verlaufende
Achse 5 drehbar ist.
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Zur
Abtastung des auf einer Liege 6 liegenden Patienten 1 sind
eine Röntgenröhre 7 und
ein Detektor 8 für
Röntgenstrahlung
vorgesehen. Die Röntgenröhre 7 sendet
ein fächerförmiges Röntgenstrahlenbündel 9 aus,
dessen Ausdehnung so gewählt
ist, dass die gesamte zu untersuchende Transversalschicht des Patienten 1 von
Röntgenstrahlung durchsetzt
wird. Senkrecht zur Schichtebene ist die Stärke des Röntgenstrahlenbündels 9 gleich
der Schichtstärke,
nämlich
wenige Millimeter.
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Zur
Abtastung des Patienten 1 wird die Messanordnung aus Röntgenröhre 7 und
Detektor 8 um den Patienten 1 insgesamt um einen
Winkel von 360° gedreht
und bei vorbestimmten Projektionen (z.B. Δα = 1°) ein Satz von Ausgangssignalen
des Detektors 8 abgefragt.
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Der
Detektor 8 besteht aus einer Reihe von Einzeldetektoren,
z.B. 256 Einzeldetektoren, so dass pro Projektion α beispielsweise
256 Signale des Detektors 8 abgefragt (detektiert) werden
und pro Abtastvorgang z.B. 360 × 256
Signale zur Verarbeitung zur Verfügung stehen. Die Signale werden
in der nachfolgend näher
beschriebenen Weise auf ihre ortsfeste (stationäre) Datenverarbeitungseinrichtung so übertragen,
die daraus die Schwächungswerte μ(x,y) vorbestimmter
Stellen in der untersuchten Transversalschicht des Patienten 1 in
Form einer Matrix berechnet und eine pixelbasierte bildliche Wiedergabe
auf einem Bildschirm 11 bewirkt.
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1 zeigt ferner ein Ausführungsbeispiel für eine zweifache
kontaktlose, induktive Energieübertragung
vom stationären
Teil zur Röntgenröhre 7 als
auch zum Detektor 8 durch zwei sogenannte Übertrager 21, 22.
Beide Übertrager 21, 22 bilden
jeweils einen Transformator, wobei beide als konzentrische Ringe
ausgebildet sind und die Öffnung 23,
die zur Aufnahme des Patienten 1 dient, umschließen.
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In 2a ist ein Querschnitt der
beiden ringförmigen Übertrager 21, 22 dargestellt.
Jeder Übertrager
weist, wie bei Transformatoren üblich,
eine Primärwicklung
und eine Sekundärwicklung
auf, die von einem Übertragerkern
umgeben sind.
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So
ist beispielsweise der Übertragerkern
des äußeren Übertragers 21 als
die Primärwicklung 24 und
die Sekundärwicklung 26 umschließender Schalenkern
ausgebildet, der aus zwei Teilen 25, 27 U-förmigen Querschnittes
besteht, die mit ihren flanschartigen Ansätzen gegeneinander gerichtet
sind. Der Kernteil 27 sowie die Sekundärwicklung 26 des ersten
(äußeren) Übertragers 21 bzw.
der Kernteil 31 sowie der Sekundärteil 30 des zweiten
(inneren) Übertragers 22 sind
ortsfest in Bezug auf den Drehkranz 3 und damit auf die
Röntgenröhre 7 und
den Detektor 8 und rotieren mit der Messanordnung 7, 8.
Der andere Kernteil 25 und die Primärwicklung 24 des äußeren Übertragers 21 bzw.
der andere Kernteil 29 und die Primärwicklung 28 des inneren Übertragers 22 sind
ortsfest im Gerät
vorgesehen. Zwischen den beiden Kernteilen 25, 27 bzw. 29, 31 ist
ein Luftspalt 19 freigelassen.
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Auf
diese Weise ist es möglich,
auf den rotierenden Teil der Gantry (Abtasteinheit bestehend aus Röntgenquelle 7,
Detektor 8 mit Messelektronik und mechanischem Aufbau,
z.B. Drehkranz 3) die dort erforderliche elektrische Leistung
induktiv und somit kontaktlos zu übertragen. Die Aufteilung der
elektrischen Versorgung in zwei getrennte Lastkreise und damit die
Verwendung von zwei getrennten Übertragern 21, 22 (gemäß 1 und 2A) erfolgt aus dem einfachen Grund,
da der Stromverbrauch der Röntgenröhre allein
mit ca. 80 kWatt um ein Vielfaches höher ist als der Stromverbrauch
aller weiteren Komponenten des rotierenden Teils der Gantry (Drehanode,
Detektor, Messelektronik, Heizung der Röntgenröhre usw.), der im Ganzen bei
etwa 10 kWatt liegt und eine Trennung der beiden Versorger eine
optimale Auslegung beider Lastkreise ermöglicht.
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Eine
induktive und somit kontaktlose elektrische Leistungsübertragung
vermeidet die Nachteile, wie sie z.B. bei der Energieübertragung über Schleifringe
auftreten, wie Funkenbildung, Kontaktabriss und frühzeitiger
Verschleiß.
Aus demselben Grund erfolgt bei modernen CT-Systemen der Mess-Datentransfer
ebenfalls kontaktlos, und zwar optisch oder über ein Hochfrequenzsendesystem.
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In 1 ist ein optisches Übertragungssystem
zur kontaktlosen Übertragung
der Detektorsignale dargestellt. Ein um die Drehachse 5 gekrümmter Ring 12 aus
lichtleitendem Material (z.B. Plexiglas) wird an einer Stelle über eine
Optik 14 mit einer Lichtquelle 13 bestrahlt. Die
Lichtquelle 13 ist an eine Modulationsstufe 15 angeschlossen,
welche die Detektorsignale in Lichtsignale umwandelt. Der Ring 12 ist so
ausgebildet, dass das Licht von der Lichtquelle 13 über seinen
gesamten Umfang weitergeleitet wird. Der Ring 12 besitzt
einen Spalt 16 und an einer der den Spalt 16 begrenzenden
Stirnflächen
ist ein Lichtdetektor 17 angeordnet, der die Lichtsignale
wieder in elektrische Signale umwandelt. Diese Signale werden in
einer Demodulationsstufe 18 demoduliert und der Datenverarbeitungseinrichtung 10 zugeführt. Die Signalübertragung
erfolgt dabei während
einer Projektion aufeinanderfolgend, d.h. die Detektorsignale der
einzelnen Detektorelemente werden aufeinanderfolgend durch die beschriebene
Einrichtung übertragen.
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Die
Lichtquelle 13 kann dabei beispielsweise eine im Infrarotbereich
arbeitende Lumineszens- oder Laserdiode sein. Wäh rend einer Abtastung des Patienten 1 rotieren
mit dem rotierenden Teil der Gantry (Röntgenröhre 7, Detektor 8 usw.)
die Modulationsstufe 15, die Lichtquelle 13 und
die Optik 14 mit, während
der Ring 12, der Lichtdetektor 17, die Demodulationsstufe 18 sowie
die Datenverarbeitungseinrichtung 10 mit dem Bildschirm 11 still
stehen. Ein solches optisches (Daten-) Übertragungssystem ist nicht
zuletzt wegen der Vielzahl und der Komplexität der beteiligten Komponenten
sehr aufwendig und kostenintensiv.
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Zusammengefasst
findet zwischen dem stationären
Teil und dem rotierenden Teil der Gantry eines CT-Gerätes zum
Einen ein immenser Energietransfer, zum Anderen ein intensiver Datenaustausch statt,
wobei es sich dabei sowohl um Steuersignaldaten für die Ablaufsteuerung
handelt, als auch um Messdaten, die mittels Detektor und Messelektronik gewonnen
wurden. Während
der Transfer der Steuersignaldaten zwischen rotierendem und stationärem Teil
bidirektional erfolgt, müssen
die Messdaten zur Bildgewinnung und -verarbeitung einseitig auf
den stationären
Teil übertragen
werden. Bisher erfolgt dieser Datentransfer über Schleifringe und/oder wie oben
beschrieben auf (faser-)optischem Übertragungsweg mit den genannten
Nachteilen in beiden Fällen.
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Aufgabe
der vorliegenden Erfindung ist es daher, eine verbesserte CT-Röntgenapparatur
bereitzustellen mit einer modifizierten Übertragungstechnik, durch die
im Rahmen des Datentransfers zwischen rotierendem und stationärem Teil
der Gantry auf eine fehleranfällige
Schleifringtechnik bzw. auf eine ausgesprochen aufwendige und kostenintensive optische Übertragungstechnik
oder Hochfrequenz-Sende-Übertragungstechnik
verzichtet werden kann.
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Diese
Aufgabe wird gemäß der Erfindung durch
die Merkmale des unabhängigen
Anspruches gelöst.
Die abhängigen
Ansprüche
bilden den zentralen Gedanken der Erfindung in besonders vorteilhafter
Weise weiter.
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Erfindungsgemäß wird also
ein Computertomographiegerät
beansprucht aufweisend
einen rotierenden Teil mit einer Röntgenröhre zum Durchstrahlen
eines zu untersuchenden Objektes mit Röntgenstrahlung und mit einem
Detektor zum Detektieren der durch das Objekt transmittierten Röntgenstrahlung,
sowie
einen stationären
Teil mit einer Datenverarbeitungseinrichtung zum Auswerten der detektierten
Messergebnisse,
und einen Übertrager
zur Spannungsversorgung der Röntgenröhre und/oder
des Detektors sowie sonstige rotierende Verbraucher durch eine kontaktlose elektrische
Leistungsübertragung
zwischen dem stationären
und dem rotierenden Teil,
dadurch gekennzeichnet,
dass
der Übertrager
zusätzlich
zur kontaktlosen elektrischen Leistungsübertragung für eine kontaktlose Datenübertragung
zwischen dem stationären
und dem rotierenden Teil ausgelegt ist.
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Erfindungsgemäß kann die
kontaktlose Datenübertragung
induktiv oder kapazitiv erfolgen.
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Im
Falle einer kontaktlosen induktiven Datenübertragung wird diese vorteilhaft
durch eine Kombination von Induktivitäten (L1,
L2) im Leistungskreis mit Koppelkapazitäten (Ck)
im Datenübertragungskreis
realisiert.
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Im
Falle einer kontaktlosen kapazitiven Datenübertragung erfolgt diese vorteilhaft
durch eine symmetrische Ankopplung des Datensignals in den Leistungskreis
durch Koppelkapazitäten
(Ck) sowie auf Basis eines gemeinsamen Bezugspotentials in der Rückleitung.
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In
dem Falle, dass zwei Übertrager
zur Spannungsversorgung vorgesehen sind erfolgt eine besonders vorteilhafte
kapazitive Datenübertragung
dadurch, dass die Hinleitung des Da tensignals über den ersten Übertrager
und die Rückleitung
des Datensignals über
den zweiten Übertrager
erfolgt.
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Ferner
ist es in dem Fall, dass zwei Übertrager
vorgesehen sind vorteilhaft zwischen dem ersten und dem zweiten Übertrager
Schirmringe anzuordnen.
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Besonders
vorteilhaft ist eine erfindungsgemäße überlappende Anordnung der Schirmringe, wobei
es zudem sinnvoll sein kann die Schirmringe auch Öffnungs-seitig
und/oder Außen-seitig
anzuordnen.
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Dabei
bestehen die Schirmringe erfindungsgemäß aus einem Material mit einer
guten elektrischen Leitfähigkeit.
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Weitere
Vorteile, Merkmale und Eigenschaften der vorliegenden Erfindung
werden im Folgenden anhand von Ausführungsbeispielen bezugnehmend auf
die begleitenden Zeichnungen näher
erläutert.
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1 zeigt
schematisch ein Computertomographiegerät mit kontaktlosem elektrischen
Leistungstransfer sowie optischem Messdatentransfer nach dem Stand
der Technik,
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2A zeigt
im Querschnitt die für
den Leistungstransfer eingesetzten Übertrager,
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2B zeigt
die magnetischen Felder bei zwei vorgesehenen Übertragern,
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2C zeigt
die magnetischen Felder bei einem vorgesehenen Übertrager,
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3 zeigt
einen ersten erfindungsgemäßen elektrischen
Schaltkreis zur induktiven kontaktlosen Datenübertragung bei Einsatz eines Übertragers für den kon taktlosen
elektrischen Leistungstransfer eines CT-Gerätes,
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4 zeigt
einen zweiten erfindungsgemäßen elektrischen
Schaltkreis zur kapazitiven kontaktlosen Datenübertragung bei Einsatz eines Übertragers
für den
kontaktlosen elektrischen Leistungstransfer eines CT-Gerätes,
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5 zeigt
einen dritten erfindungsgemäßen elektrischen
Schaltkreis zur kapazitiven Datenübertragung bei Einsatz zweier Übertrager
für den kontaktlosen
elektrischen Leistungstransfer eines CT-Gerätes,
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6A zeigt
im Querschnitt zwei Übertrager mit
Schirmringen, und
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6B zeigt
im Querschnitt zwei Übertrager mit überlappend
angeordneten Schirmringen.
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Die
vorliegende Erfindung besteht darin, bei Computertomographiegeräten mit
kontaktloser elektrischer Leistungsübertragung durch einen oder
mehrere rotierende Übertrager
auch den Datentransfer über
den oder die Übertrager
zu führen.
Als Möglichkeiten
bieten sich die induktive Übertragung
und die kapazitive Übertragung
an.
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Ein
erfindungsgemäßer elektrischer
Schaltkreis zur induktiven Datenübertragung
unter Verwendung eines einzigen Übertragers
ist in 3 dargestellt. Die Schaltung teilt sich auf in
einen Starkstromkreis (Lastkreis obere Hälfte) zur Übertragung der Hochspannung
auf die rotierende Röntgenröhre 7 und
einen Schwachstromkreis (untere Hälfte) zur bidirektionalen Übertragung
von Daten (Signal-, Mess- und Steuerdaten), die gemäß 3 mit
Niederspannung über
vier Koppelkondensatoren CK in den Starkstromkreis
eingekoppelt bzw. aus diesem ausgekoppelt werden.
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Die
Röntgenröhre 7 wird
im Starkstromkreis von einem Hochspannungstransformator über einen Hochspannungsgleichrichter
gespeist, wobei üblicherweise
mittels Kondensator eine Glättung
erfolgt. Die Primärwicklung
des Hochspannungstransformators ist an einen Wechselrichter für Hochfrequenz
in der Größenordnung 10 bis
50 kHz angeschlossen, der von einem Gleichrichter gespeist wird.
Der Eingang des Gleichrichters ist an der rotierenden Sekundärwicklung 26 des
in der 2A dargestellten ersten Übertragers 21 angeschlossen.
Die stationäre Primärwicklung 24 wird
von einem Wechselrichter für Hochfrequenz
gespeist, der über
einen Netzgleichrichter am Netz angeschlossen ist. Über den
Starkstromkreis wird somit die Röntgenröhre 7 kontaktlos mit
bis zu 80 kW elektrischer Leistung versorgt.
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Erfindungsgemäß werden
die Niederspannungs-Datensignale (Steuerdatensignale, Messdaten)
mittels dem in 3 dargestellten Schwachstromkreis über vier
Koppelkondensatoren CK der Schwingung, die
zur Leistungsübertragung
verwendet wird, direkt überlagert,
wobei Steuersignale zur Steuerung der Messelektronik, Ansteuerung
der Röntgenröhre usw.
bidirektional und Messsignale unidirektional von rotierendem Teil
zum stationären Teil übermittelt
werden. Die Leistung im Schwachstromkreis beträgt dabei je nach Ausführung der Mess-
und Steuerungselektronik 1 bis 10 Watt. Die Übertragung der Daten erfolgt
somit, wie auch der Leistungstransfer gemäß 3, ausschließlich induktiv über die
Primärspule 24 und
die Sekundärspule 26.
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Zur
problemfreien Trennung beider Größen (Starkstrom,
Schwachstrom) muss die Frequenz der Datenübertragung mindestens zehnmal
größer sein als
die für
die Leistungsübertragung
verwendete Schwingfrequenz im Starkstromkreis. Da letztere nach
dem Stand der Technik etwa 50 kHz beträgt, muss die Datenübertragung
mit mindestens 500 kHz bis 1 MHz erfolgen.
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Die
Schwingung, die zur Leistungsübertragung
verwendet wird, und die Datensignale sind dann durch den gewählten Frequenzabstand
durch die im Leistungskreis stets vorhandenen Induktivitäten L1, L2 sowie durch
die Koppelkapazitäten
CK soweit entkoppelt, dass sich diese gegenseitig
nicht beeinflussen.
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Allerdings
muss der (rotierende) Übertrager in
erster Linie nach den Erfordernissen der Leistungsübertragung
dimensioniert, d.h. für
ca. 50 kHz und ca. 80 kWatt optimiert werden, wobei auf die Datenübertragung
zunächst
keine Rücksicht
genommen werden kann. Dies führt
dazu, dass der wegen der hohen Leistung stark niederohmig ausgelegte Lastkreis
das hochfrequente Datensignal dämpft,
so dass für
eine saubere Übertragung
des Datensignals auch höhere
Spannungspegel als üblich
verwendet werden müssen.
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Eine
vorteilhafte Ausgestaltung des Datentransfers stellt eine kapazitive Übertragung
dar, wie sie beispielsweise in 4 schematisch
dargestellt ist.
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4 zeigt
im oberen Teil einen Starkstromkreis, der mit dem aus 3 identisch
ist. Die Ankopplung der Datensignale des Schwachstromkreises an
die Transformatorenwicklungen 24, 26 jedoch erfolgt
symmetrisch aufgeteilt, so dass in der Primärspule 24 und in der
Sekundärspule 26 kein
zusätzlicher
Stromfluss und damit keine Induktionsänderung erfolgt. Die Symmetrie
dieser brückenartigen
Ankopplung bewirkt eine beiderseitige Kompensation, so dass sich
das jeweilige Datensignal ausschließlich in einer Änderung
der Wicklungskapazität
CW zwischen den Transformatorwicklungen
auswirkt und eine magnetische Übertragung
vermieden wird. Die Wicklungskapazität CW ist
gestrichelt dargestellt, da sich diese aus der Physik des Transformators
ergibt und kein eigenes Bauteil darstellt.
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Allerdings
erfolgt die Rückleitung
in der Schaltung nach 4 über ein gemeinsames Bezugspotential
(Erde), was wegen der dadurch entstehenden langen Rückleitungswege
bei konstruktiven Veränderungen
unterschiedlicher Geräteklassen
zu unterschiedlichen und damit unklaren Verhältnissen bezüglich der
Leitungscharakteristik führt
und jeweils eine notwendige, aufwendige Anpassung erfordert.
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Eine
weitere Möglichkeit
der kapazitiven Datenübertragung,
die diesen Nachteil vermeidet, zeigt das Schaltbild von 5.
Hierbei wird ausgenützt, dass – aus bereits
Eingangs dargelegten Gründen – in aller
Regel zwei Übertrager
und damit zwei (unterschiedlich ausgelegte) Starkstromkreise vorhanden sind:
Ein
erster Starkstromkreis für
die Hochspannung an der Röntgenröhre (ca.
80 kWatt) und ein zweiter Starkstromkreis für sonstige Versorgungsspannungen
(10 kWatt).
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Der
Schwachstromkreis für
die Datenübertragung
wird erfindungsgemäß auf beide
Starkstromkreise so aufgeteilt, dass die Hinleitung der Datensignalübermittlung über den
einen Übertrager,
die Rückleitung über den
anderen Übertrager
erfolgt. Auf diese Weise ergibt sich ein geschlossener Stromkreis über die
beiden Wicklungskapazitäten
CW und CW* beider Übertrager,
wodurch sich ein genau definierter Übertragungsweg ergibt, der
reproduzierbare Leistungseigenschaften aufweist.
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In
dem Fall, dass sich auf der Gantry mehrere (zumindest zwei) Übertrager
befinden, beispielsweise einer für
die Röntgenröhrenspannung
und ein anderer für
die sonstigen Spannungsversorgungen – denkbar sind aber auch (weitere)
zusätzliche Übertrager
oder kapazitive Koppelstrecken für
die beschriebene Datenübertragung
zwischen stationärem und
rotierendem Teil der Gantry – beeinflussen
die magnetischen Streufelder 34 eines jeden Übertragers
den jeweils benachbarten Übertrager
oder die kapazitive Koppelstrecke, wie in 2B dargestellt ist.
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Das
magnetische Streufeld 34 eines Übertragers – in den 2B und 2C durch
magnetische Feldlinien dargestellt – bildet sich um den mit S bezeichneten
Luftspalt zwischen stationärem
und rotierendem Teil, der aus konstruktiven Gründen unvermeidlich ist. Das
magnetische Streufeld 34 ist umso größer, je größer der Luftspalt ist.
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Es
gibt zwar die Möglichkeit,
die Verkopplung zwischen den benachbarten Übertragern dadurch zu vermeiden
oder doch zumindest dadurch zu reduzieren, dass bei einem realistischen
Luftspalt von S = 1 bis 2 mm der Abstand zwischen den benachbarten Übertragern
auf mindestens 10 cm erhöht
wird, was jedoch aus Platzgründen
(deutliche Verkleinerung der Öffnung 23)
in den meisten Fällen
nicht zu realisieren ist.
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Auch
eine rein magnetostatische Abschirmung (beispielsweise durch Ferritringe)
stellt sich schwierig dar, da durch den stets notwendigen Luftspalt
und auch außerhalb
die magnetischen Feldlinien ausweichen.
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Die
erfindungsgemäße Abhilfe
gegenüber den
magnetischen Streufeldern bei kontaktloser elektrischer Leistungsübertragung
besteht in der Einbringung von Wirbelstromdämpfern in Form sogenannter
Schirmringe 32 gemäß 6A.
In diesem Fall induziert das Stromfeld 34 in den Schirmringen Wirbelströme, welche
wiederum ein "Gegenfeld" erzeugen, das dem
ursprünglichen
Streufeld 34 entgegengerichtet ist. Auf diese Weise wird
das ursprüngliche
Streufeld durch das Gegenfeld des Schirmringes 32 kompensiert.
Als Schirmringe kommen alle Materialien mit einer guten elektrischen
Leitfähigkeit in
Frage. Insbesondere die Verwendung von Eisen kann aufgrund der hohen
Permeabilität
(μEisen ≥ 1000) die
Schirmwirkung verbessern.
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Eine
weitere Verbesserung der Schirmwirkung lässt sich erfindungsgemäß dadurch
erzielen, dass die Schirmringe 33 gemäß 6B überlappend angeordnet
bzw. ausgebildet werden.
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Sinnvoll
ist auch die öffnungsseitige
Implementierung weiterer Schirmringe 35, durch die die Streufelder
auch von dem Bereich ferngehalten werden, in welchem sich der Patient
und eventuell empfindliche elektronische Schaltungen befinden (Öffnung 23).
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Unter
Umständen
kann es auch Sinn machen, weitere Schirmringe auch oberhalb der
beiden Übertrager,
d.h. an der Schnittstelle zum Außenraum anzubringen.
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Es
sei noch erwähnt,
dass auch die Metallträger,
auf denen die Übertrager
montiert sind (beispielsweise in Form eines Aluminiumrings), ebenfalls als
Wirbelstromschirme wirken können,
wodurch die dort befindliche Elektronik auch zusätzlich geschützt wird.
Dies setzt allerdings voraus, dass diese Metallträger eine
weitgehend geschlossene Fläche
bilden.