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Hintergrund
der Erfindung
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Die
vorliegende Beschreibung bezieht sich allgemein auf Leistungsübertragungsmechanismen
und mehr im Einzelnen auf ein kontaktloses Mehrkanal-Leistungsübertragungssystem
für ein
Computertomographie(CT)-System.
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Computertomographie(CT)-Systeme
werden dazu verwendet, nicht invasive Schnittbilder von Testobjekten,
insbesondere innere Bilder von menschlichem Gewebe für medizinische
Analyse und Behandlung zu gewinnen. Gebräuchliche CT-Systeme positionieren
das Testobjekt, wie etwa einen Patienten, auf einem Tisch in einer
zentralen Öffnung
eines umlaufenden Rahmens oder einer Gantry, die in einem ortsfesten
Rahmen gelagert ist. Die Gantry weist eine Röntgenstrahlquelle und ein Detektorarray
auf, die auf einander gegenüberliegenden
Seiten der Öffnung
in einer X-Y Ebene eines kartesischen Koordinatensystems (allgemein
als die „Bildgebungsebene" bezeichnet) angeordnet
sind, derart, dass beide Elemente mit der Gantry um das abzubildende
Testobjekt herum umlaufen. Bei jeder einzelnen von verschiedenen
Winkelpositionen längs
des Umlaufweges der Gantry (auch als Projektionen bezeichnet) emittiert
die Röntgenstrahlquelle
einen fächerförmigen kollimatierten
Strahl, der durch die Bildgebungsschicht des Testobjekts durchgeht,
von dem Testobjekt abgeschwächt
und dann von dem Detektorarray empfangen wird.
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Jedes
Detektorelement in dem Detektorarray erzeugt ein eigenes elektrisches
Signal, das für
die geschwächte
Röntgenstrahlintensität kennzeichnend
ist, wobei der von der Röntgenstrahlquelle
auf das spezielle Detektorelement projizierte Röntgenstrahl auf dessen Sensoroberfläche auftrifft.
Die elektrischen Signale von allen Detektorelementen werden von
Schaltungsteilen in dem umlaufenden Rahmen zusammengeführt, um bei
jedem Gantrywinkel oder jeder Projektion einen Projektionsdatensatz
zu erzeugen. Jeder Projektionsdatensatz wird als ein „View" bezeichnet, und
ein „Scan" ist ein Satz solcher
Views von verschiedenen Gantrywinkeln aus während eines Umlaufs der Röntgenstrahlquelle
und des Detektorarrays. Der Scan wird dann von einem Computer in
dem ortsfesten Rahmen verarbeitet, um die Projektionsdatensätze zu einem
CT-Bild der Schicht oder des Querschnitts des Testobjekts zu rekonstruieren.
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Bei
einem gebräuchlichen
CT-System wird Leistung (Energie) über einen Bürsten-Schleifringmechanismus
auf einen Wandler übertragen,
der mit der Gantry zusammen mit einer Hochspannungskonverter-Schaltung
(tank-circuit) (z.B. einschließlich
eines Transformators, Gleichrichters und Filterkapazitätskomponenten)
des CT-Systems physikalisch umläuft.
Die Anordnung des Wandlers auf der umlaufenden Gantry erhöht aber
leider das Gewicht, das Volumen und die Komplexität des Systems.
Darüberhinaus
leiden Bürsten-Schleifringmechanismen
(die typischerweise dazu verwendet werden einen beträchtlichen
Strom zu führen),
an eingeschränkter
Zuverlässigkeit,
Wartungsproblemen und der Erzeugung von elektrischem Rauschen, was
insbesondere bei rauen Umgebungsbedingungen empfindliche moderne
medizinische Diagnoseverfahren beeinträchtigt.
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Mit
der Entwicklung von CT-Systemen mit höherer Umlaufgeschwindigkeit
wird es deshalb zunehmend vorteilhaft, das Volumen und Gewicht der
umlaufenden Komponenten zu verringern.
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Kurze Beschreibung
der Erfindung
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Die
oben erörterten
und weitere Nachteile und Mängel
des Standes der Technik werden durch ein kontaktloses MehrkanaLeistungsübertragungssystem überwunden
oder gemildert. Bei einer beispielhaften Ausführungsform weist das Leistungsübertragungssystem
einen ersten Leistungswandler, der auf einer stationären Seite
des Systems angeordnet ist und einen Hilfsleistungswandler auf,
der auf der stationären
Seite des Systems angeordnet ist. Ein drehbarer Transformator ist
mit seiner Primärseite
auf der stationären
Seite des Systems und mit seiner Sekundärseite auf einer umlaufenden
Seite des Systems angeordnet. Der drehbare Transformator ist so
eingerichtet, dass er Primärenergie
von einem Ausgang des primären
Wandlers auf einen Primärenergiespannungsausgang
auf der umlaufenden Seite des Systems überträgt und er ist außerdem dazu eingerichtet,
Hilfsleistung von einem Ausgang des Hilfsleistungswandlers in wenigstens
einen Hilfsspannungsausgang auf der rotierenden Seite des Systems
einzukoppeln.
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Bei
einer anderen Ausführungsform
beinhaltet ein kontaktloses Mehrkanal-Leistungsübertragungssystem für ein Computertomographie(CT)-System
einen Röntgen-Leistungswandler,
der auf einer stationären Seite
des Systems angeordnet ist und einen Hilfsleistungswandler, der
auf der stationären
Seite des Systems vorgesehen ist. Ein drehbarer Transformator ist
mit seiner Primärseite
auf der stationären
Seite des CT-Systems angeordnet, während eine Sekundärseite auf
der umlaufenden Seite des CT-Systems angeordnet ist. Der drehbare
Transformator ist so ausgelegt, dass er die Leistung zur Erzeugung
von Röntgenstrahlen
vom Ausgang des Röntgenstrahlleistungswandlers
auf eine Hochspannungskonverterschaltung (tank circuit) auf der
umlaufenden Seite des CT-Systems überträgt, wobei
die Hochspannungskonverterschaltung ihrerseits an die Röntgenröhre angekoppelt
ist. Der drehbare Transformator ist außerdem dazu eingerichtet, Hilfsleistung von
einem Ausgang des Hilfsleistungswandlers auf wenigstens einen Hilfsspannungsausgang
auf der umlaufenden Seite des CT-Systems zu übertragen. Bei einer weiteren
Ausführungsform
weist ein drehbarer Mehrkanaltransformator eine stationäre Seite
und eine umlaufende Seite auf, von denen jede mit einem Paar konzentrischer
E-förmiger
Kerne versehen ist. Eines dieser Paare konzentrischer E-förmiger Kerne
ist so ausgelegt, dass es Primärleistung
von der stationären
Seite auf die umlaufende Seite überträgt, während das
andere Paar konzentrischer E-förmiger
Kerne dazu eingerichtet ist, Hilfsleistung von der stationären Seite
auf die umlaufende Seite zu übertragen.
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Kurze Beschreibung
der Zeichnung
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Unter
Bezugnahme auf die beispielhafte Zeichnung in der in den verschiedenen
Figuren gleiche Elemente mit den gleichen Bezugszeichen versehen
sind:
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1 ist
ein beispielhaftes Computertomographie(CT)-System 10, das zur Verwendung
mit einer Ausführungsform
der Erfindung geeignet ist,
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2 ist
eine schematische Veranschaulichung eines be reits bekannten Leistungsübertragungssystems
für CT-Anwendungen,
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3 ist
eine schematische Veranschaulichung eines kontaktlosen Mehrkanal-Leistungsübertragungssystems
für ein
CT-System, gemäß einer
Ausführungsform
der Erfindung,
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4 ist
eine Querschnittsdarstellung des mehrkanaligen drehbaren Transformators,
der schematisch in 3 veranschaulicht ist,
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5 ist
eine schematische Veranschaulichung einer alternativen Ausführungsform
des drehbaren Transformators, bei der eine Streuinduktanz als der
Resonanzinduktor des Leistungswandlers dient,
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6 ist
eine schematische Veranschaulichung einer anderen Ausführungsform
des drehbaren Transformators, bei der in dessen Primärwicklung
auch Resonanzkondensatoren liegen und
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7 ist
eine Querschnittsdarstellung des in 6 schematisch
veranschaulichten mehrkanaligen drehbaren Transformators.
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Detaillierte
Beschreibung der Erfindung
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Beschrieben
wird ein kontaktloses Mehrkanal-Leistungsübertragungssystem für ein CT-System,
das unter Verwendung eines mehrkanaligen drehbaren Transformators
sowohl Leistung für
den Röntgenstrahlgenerator
als auch Hilfsleistung auf den umlaufenden Teil des CT-Systems überträgt. Demgemäß wird die
kontaktlose Art und Weise in der Leistung übertragen wird (d.h. mittels
elektromagnetischer Induktion) für
alle Leistungsübertragungsbedürfnisse
des CT-Systems benutzt. Das CT-System zeichnet sich damit durch
eine geringere Komplexität
aus, weil eine größere Anzahl
von Komponenten von der umlaufenden Seite der Gantry weggenommen
werden können.
Außerdem
wenden sich die Ausführungsformen
der vorliegenden Erfindung im weiteren dem abgestrahltem EM-Rauschen
und anderen Details der Windungen des drehbaren Transformators zu,
um ein kontaktloses Mehrkanal-Leistungsübertragungssystem an ein CT-System
anzupassen.
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Bezugnehmend
zunächst
auf 1 ist dort ein beispielhaftes Computertomographie(CT)-System 10 veranschaulicht,
das zusammen mit einer Ausführungsform
der Erfindung benutzt werden kann. Das System 10 beinhaltet
einen im Wesentlichen ringförmigen
umlaufenden Rahmen 12 oder eine Gantry, wie auch einen stationären Rahmen 13,
der den umlaufenden Rahmen 12 lagert. Der umlaufende Rahmen 12 trägt außerdem eine
Röntgenstrahlquelle 14,
um einen stark kollimierten Röntgenstrahl 16 auf
ein Detektorarray 18 zu emittieren, das auf der gegenüberliegenden
Seite einer Öffnung 19 angeordnet
ist. Die Öffnung 19 erlaubt
es, ein Testobjekt 20 (etwa einen Patienten) auf eine Plattform 21 aufzulegen,
die bspw. durch Translation längs
einer Drehachse 22 des umlaufenden Rahmens 12 bewegbar
ist. Die Bewegung der Plattform 21 gestattet es, verschiedene
interessierende Querschnittsbereiche des Testobjekts 20 in
die Bildgebungsebene des umlaufenden Rahmens 12 zu verbringen.
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Nachdem
das Testobjekt 20, etwa durch eine entsprechende Bewegung
des Testobjekts 20 und/oder der Plattform 21,
in der Öffnung 19 positioniert
worden ist, wird der umlaufende Rahmen 12 um die Drehachse 22 in
Umdrehung versetzt, wobei er auf seinem Umlaufweg eine Anzahl Winkelpositionen
einnimmt. Gleichzeitig emittiert die Röntgenstrahlquelle 14 einen
Röntgenstrahl 16,
der durch das Testobjekt 20 durchgeht und auf die strahlaufnehmenden
Oberflächen
einer Anzahl von (im Einzelnen nicht veranschaulichten) Detektorelementen
des Detektorarrays 18 auftrifft. In Abhängigkeit davon erzeugt jedes
der Detektorelemente des Detektorarrays 18 ein elektrisches
Signal mit einer Größe, die
proportional der Intensität
der empfangenen Strahlen und damit dem Betrag der Schwächung des
Röntgenstrahls
nach dem Durchgang durch das Testobjekt 20 ist.
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Die
die Projektionsdaten bildenden Signale von jedem der Detektorelemente
des Detektorarrays 18 werden über Leitungen 23 einem
Steuer- und Arrayprozessor 24 zugeleitet, der die empfangenen
Projektionsdaten in ein radiales Bild des Testobjekts 20 in
der jeweils ausgewählten
Radial- oder Winkelstellung, die als „View" bezeichnet wird, verarbeitet. Die allgemein
als ein „Scan" bezeichnete Zusammenstellung
der bei einer vollen Umdrehung des umlaufenden Rahmens 12 aufgenommenen
Views wird unter Verwendung bekannter Bildverarbeitungsalgorithmen
zu einem Querschnittsbild des interessierenden Teils des Testobjekts 20,
das in der Bildgebungsebene sich befand, weiterverarbeitet.
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Wenngleich
in 1 nicht im Einzelnen veranschaulicht, sind bei
einer in gebräuchlicher
Weise aufgebauten Leistungsübertragungseinrichtung
mehrere elektronische Leistungsübertragungsmittel
(z.B. der Wandler, die Hochspannungskonverterschaltung) zusätzlich zu
der Röntgenstrahlquelle 14 und
dem Detektorarray 18 auch physikalisch auf den umlaufenden
Rahmen 12 angeordnet. Die angestrebte Möglichkeit, den umlaufenden
Rahmen 12 mit höheren
Umlaufgeschwindigkeiten in Umdrehung versetzen zu können, wird
(neben anderen Faktoren) durch die Masse der elektronischen Komponenten
beeinträchtigt.
Mit zunehmender Gantryumlaufgeschwindigkeit nimmt auch die Leistungsanforderung
des Generators zu, um ein konstantes Signal-zu-Rauschen Verhältnis (SNR)
aufrecht zu erhalten. Als Folge davon nimmt die Masse der Generatorkomponenten
zu. Dies führt
wiederum zu der Notwendigkeit derartige Komponenten von dem umlaufenden Rahmen 12 vorkragend
anzuordnen, was zusätzliches
Drehmoment auf die Lagerungselemente und eine Vergrößerung der
auf diese einwirkenden Kräfte
bewirkt, wodurch die Umlaufgeschwindigkeit weiter beschränkt wird.
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2 ist
eine schematische Veranschaulichung eines bekannten Leistungsübertragungssystems 100 für CT-Anwendungen,
das einen Primärleistungskanal 102 zur Übertragung
von Leistung für
den Röntgenstrahlgenerator
und wenigstens einen sekundären
Leistungskanal 104 zur Übertragung
von Hilfsleistung beinhaltet, die für viele der auf den umlaufenden
Rahmen 12 angeordneten elektronischen Vorrichtungen verwendet
wird. Wie dargestellt, wird Leistung aus dem primären und
dem sekundären
Leistungskanal von dem stationären
Rahmen 13 auf den umlaufenden Rahmen 12 auf „kontaktbehaftete" Weise übertragen,
wie dies durch einen Schleifring 106 angedeutet ist. Im
Einzelnen ist die über
den primären
Leistungskanal 102 übertragene
Leistung für
den Röntgenstrahlgenerator
durch einen gantryfesten Röntgenstrahl-Leistungsinverter (oder
-wandler) 108 gesteuert, dem eine Gleichspannung über den
Schleifring 106 zugeführt
wird. Der Inverter 108 beinhaltet vier (allgemein bei 110 angedeutete)
bipolare Transistorschalter mit isoliertem Gate (IGBT), die dazu
verwendet werden, einen Hochfrequenzstrom und eine Hochfrequenzspannung
zu erzeugen. Ein Schaltungszweig auf der Wechselstromausgangsseite
des Inverters 108 beinhaltet induktive oder kapazitive
Resonanzkreiskomponenten, die einen Serienresonanzkreis 112 zur
Erzeugung eines sinusförmigen
Stromverlaufs bilden, der die IGBT-Schaltverluste ebenso wie abgestrahlten
elektromagnetischen Emissionen verringert.
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Die
Ausgangswechselspannung von dem Wandler 108 wird einer
Hochspannungs(HV)-Schwingkreis- oder -konvertergeneratorschaltung 114 zugeführt, die über einen
Aufwärtstransformator 116 und
Gleichrichterschaltungen 118 ein Hochspannungsgleichpotential
erzeugt. Das Hochspannungsgleichpotential (z.B. 140KV) wird dann
an der Röntgenröhre 120 zur
Erzeugung von Röntgenstrahlen
angelegt.
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Wie
bei dem sekundären
Leistungskanal 104 dargestellt, wird Wechselstromeingangsleistung
von dem stationären
Rahmen 13 aus auch unter Verwendung von Kontakten (d.h, über einen
Schleifring) zur Umwandlung in Hilfsleistung entsprechender Spannungen
auf den umlaufenden Rahmen 12 übertragen. Bei der veranschaulichten
Ausführungsform
wird eine erste Hilfsspannung über
einen ersten Wechselstrom-/Gleichstromumrichter 124 erzeugt,
der in Reihe mit einem ersten Gleichstrom-/Gleichstromwandler 126 liegt,
während
eine zweite Hilfsspannung auf den umlaufenden Rahmen über einen
zweiten Wechselstrom-/Gleichstromumrichter 128 erzeugt
wird, der in Reihe mit einem zweiten Gleichstrom-/Gleichstromwandler 130 liegt. Die
Parameter des Gleichstrom-/Wechselstromumrichters und des Gleichspannungs-/Gleichspannungswandlers
können
so gewählt
werden, dass sie, abhängig
von der Art der jeweils zu versorgenden Last(en), jeden gewünschten
Hilfsgleich spannungswert erzeugen. Schließlich zeigt 2 außerdem einen
Rotorantrieb 132, der dazu verwendet ist, den Rotor der
Röntgenröhre 120 anzutreiben,
wobei die dazu erforderliche Leistung unmittelbar von der über den
Schleifring 106 übertragenen
Gleichstromleistung genommen ist.
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Wie
bereits früher
erörtert,
erhöht
die Anordnung der Leistungsumwandlungselektronik auf der umlaufenden
Gantry das Gewicht, das Volumen und die Komplexität des CT-Systems.
Deshalb zeigt 3 eine einer Ausführungsform
der Erfindung entsprechende schematische Veranschaulichung eines
kontaktlosen Mehrkanal-Leistungsübertragungssystems 200.
Anstelle einer Schleifringkonstruktion wird Leistung von dem stationären Rahmen 13 auf
den umlaufenden Rahmen 12 mittels eines drehbaren Mehrkanaltransformators 202 übertragen,
der im Nachfolgenden in größerem Detail
beschrieben werden wird. Der drehbare Transformator 202 überträgt nicht
nur die primäre
Leistung zur Röntgenstrahlerzeugung,
sondern auch die Hilfsleistung über
einen oder mehrere Kanäle.
Auf diese Weise können
nunmehr bestimmte Leistungsumwandlungsvorrichtungen (wie Umrichter)
auf dem stationären
Rahmen 13 angeordnet werden. Zusätzlich zu dem primären Inverter 108 für die Röntgenstrahlleistung
beinhaltet das System 200 z.B. einen getrennten Hilfsleistungsumrichter
(Inverter) 204, der auf dem stationären Rahmen 13 angeordnet
ist.
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Da
die von dem Röntgenstrahl-Leistungswandler 108 erzeugte
Energie pulsförmiger
Natur ist, ist sie nicht dazu geeignet, die auf dem umlaufenden
Rahmen 12 des CT-Systems 200 vorhandenen verschiedenen elektronischen
Einrichtungen zu versorgen. Obwohl somit der Hilfsleistungswandler 204 ähnlich dem
Röntgenstrahlleistungsumrichter
ist, hat er im Vergleich zu den Röntgenstrahls-Leistungsumrichter 108 eine verringerte Leistungskapazität (z.B.
etwa 5 KW gegenüber
etwa 150 KW). Ein anderer Unterschied zwischen dem kontaktlosen
System 200 und dem bekannten System 100 liegt
in der Verwendung von gleich aufgeteilten induktiven und kapazitiven
Resonanzelementen in den zwei Zweigen der Röntgenstrahl-/Hilfs-Umrichterausgänge. Eine solche Konfiguration
trägt dazu
bei, das Gleichtakt-Spannungsrauschen (erzeugt von den IGBT-Schaltern)
an dem umlaufenden Transformator 202 zu reduzieren.
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Anstatt
mehrere feste Spannungspegel auf dem umlaufenden Rahmen zu erzeugen,
ist der umlaufende Transformator 202 so ausgelegt, dass
er eine Primärwicklung 206 für die Röntgenstrahlleistung
und eine Sekundärwicklung 208 und
dazu eine Hilfsleistungs-Primärwicklung 210 und
eine oder mehrere Hilfsleistungs-Sekundärwicklungen 212, 214 aufweist.
Die mehreren Sekundärwicklungen
können
natürlich
in dem umlaufenden Transformator 202 so integriert sein,
dass sich die verschiedenen, jeweils gewünschten Gleichspannungen ergeben
(Beispiel 600 V Gleichspannung, 48 V Gleichspannung, 24 V Gleichspannung,
etc.). Bei der speziellen veranschaulichten Ausführungsform werden die Spannungen
jeder der Hilfsleistungs-Sekundärwicklungen 212, 214 auf
dem umlaufenden Rahmen 12 gleichgerichtet und gefiltert,
um mehrere Gleichspannungen zu erzeugen (d.h. ein 600 V Gleichhochspannungsausgang
für den
Rotorantrieb und ein 48 V Niedervoltgleichspannungsausgang für verschiedene
Systemelektroniken).
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Wie
außerdem
in 3 veranschaulicht, können die Ausgangsspannungen
für die
Röntgenstrahlquelle,
die Hochspannungshilfsquelle und die Niederspannungshilfsquelle
alle messtechnisch erfasst, digitalisiert und dann von einem Rückführkollektor/Digitalisierer/Übertrager 216 über bspw.
ein kapazitives oder optisches Verbindungslink zu einem Leistungsregler 218 auf
der stationären
Seite rückübertragen
werden. Ein Beispiel eines geeigneten kontaktlosen Kommunikationslinks
ist in der US-Patentschrift 4,331,324 von Pearson Jr. et al, beschrieben,
deren Inhalt durch Bezugnahme insgesamt hier mit einbezogen ist.
Ein solcher Rückkopplungsregelkreis
erlaubt es dem Leistungsregler 218 die IGBTs in dem Hilfsleistungsumrichter 204 auf
der Basis der speziellen auf der umlaufenden Seite erfassten Ausgangsspannung
zu regeln, die den größten Spannungsfall
erfährt,
und damit die mehreren Ausgangsspannungen mit einem Leistungsumrichter
zu regeln. Zusätzliche
Information in dieser Hinsicht ist aus der US-Patentschrift 5,646,835
von Katcha zu entnehmen, deren Inhalt in seiner Gesamtheit hier
durch Bezugnahme mit einbezogen wird.
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Bezugnehmend
nun auf 4 ist dort eine Querschnittsansicht
einer Ausführungsform
des schematisch in 3 wiedergegebenen drehbaren
Transformators 202 veranschaulicht. Wie dargestellt, weist
der drehbare Transformator 202 zwei einander gegenüberstehende
Platten, einschließlich
einer stationären
(Primär-)Platte 302 und
einer umlaufenden (Sekundär-)Platte 304 auf,
die einen Luftspalt 306 zwischen sich einschließen. Jede
der Platten 302, 304 weist ein Paar konzentrischer
Kerne (einen inneren Kern 308 für die Primär-/Sekundär-Röntgenstrahlleistungswicklung
und einen äußeren Kern 310 für die Primär-/Sekundär-Hilfsleistungswicklungen
auf, die aus einem Material hoher magnetischer Permeabilität (z.B.
Ferrit) hergestellt sind, das den Magnetfluss von einer Platte zu
der anderen Platte über
den Luftspalt 306 hinweg leitet. Bei der dargestellten
beispielhaften Ausführungsform
sind die Kerne 308, 310 „E„-förmig sodass sie magnetische
Streufelder in der Nähe
der Kerne besser zusammenhalten.
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Wie
außerdem
in 4 veranschaulicht, können die Primär/Sekundärwicklungen
des inneren und des äußeren E-förmigen Kernes in der Weise
aufgewickelt sein, dass beginnend an einer Öffnung des jeweiligen E-förmigen Kerns
rings um die Platte in einer ersten Richtung (z.B. im Uhrzeigersinn)
in einen der beiden Kanäle
des E-förmigen
Kerns bis etwa zum Anfangspunkt eingewickelt, dann zu der anderen Öffnung in
dem Kern übergeleitet
und schließlich
in der entgegengesetzten Richtung (z.B. im Gegenuhrzeigersinn),
rings um die Platte in dem anderen der beiden Kanäle zurück zu dem
Anfangspunkt gewickelt wird, womit eine Windung vollendet ist. Abhängig von
der Zahl der Ausgänge
und der gewünschten
Spannungspegel können
naturgemäß mehrere
Windungen sowohl der Primär-
als auch der Sekundärwicklung
(ebenso wie mehrere Sekundärwicklungen)
auf den gleichen E-förmigen
Kern aufgewickelt werden.
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Bei
einer in 5 dargestellten alternativen
Ausführungsform
beinhaltet der drehbare Transformator eine Streuinduktanz L, die
als Resonanzinduktor des Leistungsumrichters 108 dient,
womit eine eigene Induktorkomponente in dem Umrichtergehäuse vermieden
wird. Bei einer weiteren, in 6 dargestellten
Ausführungsform
sind Resonanzkondensatoren 321, 322 unmittelbar
in den Primärwicklungen 206 des
drehbaren Transformators 202 vorgesehen, wodurch der Absolutwert
der auftretenden Spannung verringert wird. Beispielsweise bei einer
in 7 veranschaulichten Primärwicklung mit einer Windung
können
die Kondensatoren 321, 322 um 180° von den
Wicklungseingängen
versetzt sein, wodurch die an den Wicklungen bei der Konfiguration
von zwei Reso nanzkondensatoren auftretende Spannung minimiert wird.
Diese Kondensatoranordnung begrenzt die von der Streuinduktivität L erzeugte
Resonanzspannung. Diese Konfiguration ist jedoch lediglich beispielhaft
und es versteht sich für
den Fachmann, dass die spezielle Konfiguration für eine unterschiedliche Zahl
von Kondensatoren und Primärwindungen
zum Zwecke der Reduzierung der Wicklungsspannung variiert werden
kann.
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Durch
die Verwendung des oben beschriebenen kontaktlosen Mehrkanal-Leistungsübertragungssystems
ergeben sich wegen des Wegfalls aller Schleifringbürsten an
den Kontaktstellen, des zugeordneten Staubs, Verschleißes und
der erforderlichen vorsorglichen Wartung beträchtliche Kosteneinsparungen.
Außerdem
führt die
Wegnahme der Leistungsumrichtereinrichtung für die Röntgenstrahlerzeugung und deren
Lagerteile zu einer unmittelbaren Verringerung der Masse des rotierenden
Rahmens des Systems um etwa 40 Kg. In entsprechender Weise kann
auch ein Ausgleichsgewicht etwa gleicher Größe von dem umlaufenden Rahmen
weggenommen werden. Zufolge der Entfernung des Umrichters und des
Gegengewichts ergibt sich weiterer Raum, womit vorkragende Komponenten
weggelassen werden können,
so dass sich eine wesentlich gleichmäßiger ausgewuchtete Gantry
erzielen lässt,
die es erlaubt, eine Gantryumlaufgeschwindigkeit von 0,2 s pro Umdrehung
zu erzielen. Eine darüberhinaus
gehende Kostenreduktion rührt
von der Aufstellung des oder der Umrichter und der Gleichspannung-/Gleichspannungshilfswandler
auf der stationären
Seite des Rahmens her.
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Dadurch,
dass mehrere Sekundärwicklungen
auf dem drehbaren Transformator angeordnet sind, ergibt sich darüberhinaus
eine weitere Verringerung der Komplexität, der Zahl der Teile und des
Volumens des Systems. Zusätzlich
ergibt das System zufolge der aufgeteilten Impedanz in den Umrichterausgangszweigen und
der Konfiguration des E-förmigen
Kerns des drehbaren Transformators eine Verringerung abgestrahlter elektromagnetischer
Emissionen.
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Wenngleich
die Erfindung unter Bezugnahme auf eine bevorzugte Ausführungsform
beschrieben wurde, so versteht sich für den Fachmann doch, dass verschiedene
Abänderungen
vorgenommen und Elemente durch Äquivalente
ersetzt werden können,
ohne den Schutzbereich der Erfindung zu verlassen. Darüberhinaus können zahlreiche
Abänderungen
zur Anpassung einer speziellen Situation oder eines speziellen Materials
an die Lehre der Erfindung vorgenommen werden, ohne deren wesentlichen
Schutzbereich zu verlassen. Deshalb soll die Erfindung nicht auf
die als gegenwärtig
beste Form zur Ausübung
der Erfindung betrachtete spezielle Ausführungsform beschränkt sein,
sondern die Erfindung umfasst alle Ausführungsformen, die in dem Bereich
der beigefügten
Patentansprüche
liegen.
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