-
Die Erfindung betrifft ein insbesondere als medizintechnisches Diagnosegerät geeignetes Röntgengerät, welches zur Emission von wenigstens zwei Spektren von Röntgenstrahlung unterschiedlicher mittlerer Photonenenergien ausgebildet ist. Weiter betrifft die Erfindung ein Verfahren zum Betreiben eines solchen Röntgengerätes.
-
Die röntgentechnische Untersuchung von Objekten unter Verwendung zweier unterschiedlicher Spektren, auch als Zwei-Spektren-Verfahren bezeichnet, wird angewandt, um zwischen Elementen unterschiedlicher Ordnungszahl innerhalb des untersuchten Objektes unterscheiden zu können. Die Unterscheidung zwischen Elementen niedrigerer und höherer Ordnungszahl basiert darauf, dass Materialien höherer Ordnungszahl niederenergetische Röntgenstrahlung deutlich stärker absorbieren als Materialien niedrigerer Ordnungszahl. Dagegen gleichen sich bei höheren Röntgenstrahlenergien die Schwächungswerte an und sind vorwiegend eine Funktion der Materialdichte.
-
Die Erzeugung von Röntgenspektren unterschiedlicher mittlerer Photonenenergien ist beispielsweise durch die Verwendung geeigneter Filter, welche einer Röntgenröhre vorgesetzt sind, möglich. Aus der
DE 101 60 613 A1 , der
DE 10 2004 031 169 A1 , sowie der
US 4,255,664 A sind jeweils Röntgengeräte bekannt, welche einen zwischen einer Röntgenröhre und einem Röntgendetektor angeordneten Filter umfassen, der Bereiche unterschiedlicher Durchlässigkeit aufweist. Jeder dieser Bereiche wird von der Röntgenröhre emittierter Strahlung ausgesetzt, so dass zwei unterschiedliche Spektren von Röntgenstrahlung erzeugt werden.
-
Aus der
DE 101 22 694 A1 ist eine Vorrichtung zum Filtern eines Röntgenstrahlenbündels bekannt, welche zwei an einem Basisteil angebrachte Rotationselemente mit jeweils wenigstens zwei voneinander verschiedenen Filtern aufweist. Die beiden Rotationselemente sind derart angeordnet, dass in das Röntgenstrahlenbündel eine serielle Anordnung eines Filters des ersten Rotationselementes und eines Filters des zweiten Rotationselementes einbringbar ist. Hiermit soll eine große Anzahl an Filterstufen bei gleichzeitig kompakter Bauweise realisierbar sein.
-
Aus der
US 7,330,535 B2 ist ein Röntgengerät bekannt, welches einen Zerhacker (chopper) für Röntgenstrahlung aufweist, der die Grundform einer rotierenden Hülse hat. Die Hülse dreht sich um eine orthogonal zur Strahlrichtung der Röntgenstrahlung ausgerichtete Achse und weist mehrere Durchbrechungen auf, die derart positionierbar sind, dass bei bestimmten Winkelstellungen Röntgenstrahlung ungehindert die Hülse passieren kann. Bei anderen Winkelstellungen der Hülse hingegen trifft die Röntgenstrahlung auf als Filter wirkende Abschnitte der Hülse.
-
Weitere, als medizintechnische Diagnosegeräte ausgebildete Röntgengeräte sind aus der
US 2008/0198963 A1 sowie aus der
DE 10 2008 056 891 A1 bekannt. In beiden Fällen befindet sich zwischen einer Röntgenquelle und einem zu untersuchenden Objekt ein die Röntgenstrahlung wahlweise auf verschiedene Art beeinflussender Gegenstand, welcher zu diesem Zweck drehbar oder schwenkbar ist.
-
Die
DE 10 2004 051 518 A1 offenbart ein Verfahren und eine Vorrichtung zur radiographischen Bildgebung mit einem auf ein zu scannendes Objekt zugeschnittenen Röntgenstrahl. Zum Zurichten des Profils des Röntgenstrahls ist hierbei eine verschiebbare Filteranordnung vorgesehen, welche verschiedene Filter umfasst.
-
Aus der
US 6,735,273 B2 ist ein Röntgen-Computertomograph bekannt, welcher einen Strahlfilter mit Bereichen unterschiedlicher Filtermaterialien und/oder verschiedener Dicke aufweist. Der Computertomograph weist eine Röntgenquelle auf, die zwischen zwei Focuseinstellungen umschaltbar ist.
-
Ein anderer Ansatz eines Zwei-Spektren-Verfahrens basiert auf der Verwendung von zwei Röntgenquellen innerhalb eines Untersuchungssystems.
-
Die Siemens AG bietet einen Computertomographen mit der Bezeichnung „SOMATOM Definition“ an, welcher zwei jeweils eine Röntgenröhre und einen Röntgenstrahlendetektor aufweisende, an einer Gantry angeordnete Röntgensysteme umfasst. Im Zuge eines sogenannten „Dual Energy Scans“ kann die eine Röntgenröhre mit einer verhältnismäßig niedrigen Röhrenspannung von z.B. 80 kV und die andere Röntgenröhre mit einer verhältnismäßig hohen Röhrenspannung von z.B. 140 kV betrieben werden. Auf diese Weise werden mit den zwei Röntgensystemen zwei Datensätze von Messsignalen erhalten, die aufgrund der Spektren unterschiedlicher mittlerer Photonenenergie, die von den beiden Röntgenröhren ausgehen, verschiedene Absorptionsgrade von Röntgenstrahlung aufweisen.
-
Alternativ zu einem derartigen zwei Röntgensysteme aufweisenden Computertomographen ist es prinzipiell möglich, einen Computertomographen mit einer einzigen Röntgenröhre zu betreiben, welche intermittierend Spektren von Röntgenstrahlung unterschiedlicher mittlerer Photonenenergie emittiert. Hierbei wird an die Röntgenröhre abwechselnd eine verhältnismäßig niedrige Röhrenspannung von z.B. 80 kV und die verhältnismäßig hohe Röhrenspannung von z.B. 140 kV angelegt. Das Schaltintervall zur abwechselnden Anlegung der verhältnismäßig niedrigen Röhrenspannung und der verhältnismäßig hohen Röhrenspannung beträgt beispielsweise 300 µs. Für die Generierung beider, mit den unterschiedlichen Röhrenspannungen erzeugten Röntgenspektren ist ein hoher Röhrenstrom erforderlich, der den Röhrenstrom eines Röntgengerätes, welches lediglich ein einziges Spektrum mittels einer einzigen Röntgenröhre erzeugt, übersteigt.
-
Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, eine gegenüber dem genannten Stand der Technik weiterentwickelte Röntgentechnik mit mindestens einer Röntgenröhre anzugeben, welche besonders zur alternierenden Emission verschiedener Röntgenspektren geeignet ist und sich hierbei, insbesondere in medizintechnischen Anwendungen, durch eine nur geringe abgegebene Dosis auszeichnet.
-
Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Verfahren zum Betrieb eines Röntgengerätes mit den Merkmalen des Anspruchs 1.
-
Das Verfahren sieht die Verwendung eines Röntgengerätes vor, welches zur Emission mehrerer, unterschiedlicher Röntgenspektren mittels derselben Röntgenröhre ausgebildet ist und einen im Strahlengang der Röntgenröhre angeordneten Filter umfasst, welcher Bereiche unterschiedlicher Durchlässigkeit aufweist, wobei der Filter relativ zur Röntgenröhre beweglich gelagert und eine Antriebseinheit zum oszillierenden Antrieb des Filters ausgebildet ist. Unter einem oszillierenden Antrieb wird hierbei, unabhängig von der geometrischen Gestaltung, jeglicher Antrieb verstanden, der mindestens zwei verschiedene Positionierungen des Filters alternierend einstellt, wobei der Übergang zwischen den Positionierungen lineare und/oder rotative Komponenten umfassen kann. Im Fall rotativer Bewegungskomponenten kann eine wiederholte Umkehr der Drehrichtung oder eine Beibehaltung der Drehrichtung vorgesehen sein.
-
Die Erfindung geht von der Überlegung aus, dass - wie erwähnt - die wiederholte Umschaltung zwischen verschiedenen Röntgenspektren bei einer einzigen Röntgenröhre durch die abwechselnde Anlegung unterschiedlicher Spannungen, beispielsweise einerseits 70 - 100 kV und andererseits 140 kV, möglich ist. Bei einer solchen permanenten Umschaltung („rapid kV switching“) zwischen verschiedenen Spannungen gibt es jedoch substantielle Limitierungen:
-
Zum einen ergibt sich eine hohe Dosis, wenn nur mit einem eingestellten Stromwert, beispielsweise 600 mA, gescannt wird. Mit dieser Einstellung werden die bei der höheren Spannung (140 kV) gewonnenen Aufnahmen „überbelichtet“ während die bei der niedrigeren Spannung 80 - 100 kV gewonnenen Aufnahmen „unterbelichtet“ werden. In der Summe führt dies zu einer Strahlenexposition, die etwa dreimal höher liegt als typischerweise bei einem Röntgenuntersuchungssystem, welches mit zwei Röntgenröhren arbeitet.
-
Zum anderen ergibt sich durch die sich wiederholende, sinusförmige Umschaltung zwischen den beiden genannten Spannungen und damit Energien mit nur einer Röntgenquelle eine starke Überlagerung der beiden Röntgenspektren. Eine derartige Überlagerung verschlechtert die Möglichkeiten der mathematischen drei-Material-Zerlegung, mit welcher insbesondere die Separation von als Kontrastmittel verwendetem Jod in Fällen ermöglicht wird, in denen Röntgenaufnahmen unter Verwendung von zwei unterschiedlichen Röntgenspektren gewonnen werden. Für die mathematische Zerlegung, auch als Jod-Separation bezeichnet, ist es umso günstiger, je weiter die Röntgenspektren auseinander liegen. Bei zwei Röntgenröhren aufweisenden Röntgenuntersuchungssystem ist die Möglichkeit gegeben, vor einer der Röntgenröhren, nämlich der mit der höheren Spannung betriebenen Röntgenröhre, einen Filter, insbesondere einen Zinn-Filter, anzuordnen, um die Eigenschaften des betreffenden Spektrums und damit Auswertemöglichkeiten zu beeinflussen.
-
Die Erfindung bietet Möglichkeiten der Variation von Röntgenspektren, welche über die aus dem Stand der Technik bekannte Verwendung zweier mit unterschiedlicher Spannung betriebener Röntgenröhren in einem Röntgenuntersuchungssystem sowie über die Spannungsumschaltung bei einer Röntgenröhre hinausgehen. Auch über eine gedachte Kombination von einer mit mehreren Röntgenquellen arbeitenden Röntgeneinrichtung und einer Spannungsumschaltung bei einer einzelnen oder allen Röntgenquellen geht die Erfindung hinaus. Die Erfindung ist sowohl bei Röntgengeräten mit lediglich einer einzigen Röntgenröhre als auch bei röntgentechnischen Einrichtungen mit mehreren Röntgenquellen anwendbar. In jedem Fall ist die Anzahl der unterschiedlichen Röntgenspektren größer als die Anzahl der Röntgenquellen. Bei einem röntgentechnischen Gerät, insbesondere Computertomographen, mit zwei Röntgenquellen, stehen beispielsweise vier unterschiedliche Röntgenspektren zur Verfügung, so dass von einer Quad-Energy-Anlage gesprochen wird.
-
Eine Umschaltung zwischen verschiedenen Röntgenspektren ein und derselben Röntgenquelle mit ausreichend hoher Frequenz erfolgt dadurch, dass erstens die Spannung, mit welcher die Röntgenröhre betrieben wird, alternierend zwischen einem niedrigeren Niveau, insbesondere 70 - 100 kV, und einem höheren Niveau, insbesondere 140 kV ± 20 kV, wechselt und zweitens ein zwischen Röntgenröhre und Untersuchungsobjekt angeordneter Filter oszillierend bewegt wird, wobei die Oszillation des Filters mit der Umschaltung zwischen den genannten Niveaus der Röhrenspannung synchronisiert ist.
-
Bei der Oszillation des Filters bleibt in vorteilhafter Ausgestaltung stets ein Bereich des Filters im Strahlengang der von der Röntgenröhre emittierten Röntgenstrahlung. Der Filter wird also beim Betrieb des Röntgengerätes nie aus dem Strahlengang der Röntgenröhre entfernt. Vielmehr befindet sich in jedem Betriebszustand entweder ein erster Bereich des Filters oder ein zweiter Bereich des Filters zwischen Röntgenröhre und Untersuchungsobjekt. Ebenso ist es möglich, dass der Filter mehr als zwei verschiedene Bereiche aufweist, welche sich hinsichtlich der Absorption von Röntgenstrahlung voneinander unterschieden. Insbesondere ist es möglich, dass der Filter mindestens einen Bereich umfasst, welcher den Durchtritt von Röntgenstrahlung vollständig oder nahezu vollständig unterbindet. Ein solcher vollständig abschirmender Bereich befindet sich vorzugsweise zwischen zwei die Röntgenstrahlung in unterschiedlicher Weise beeinflussenden, jedoch nicht komplett blockierenden Bereichen des Filters und befindet sich vorzugsweise stets während des Übergangs von einem hohen Energieniveau zu einem niedrigeren Energieniveau der Röntgenstrahlung im Strahlengang. Damit ist eine sehr scharfe Trennung zwischen den unterschiedlichen Strahlungsspektren, das heißt mittleren Photonenenergien, gegeben.
-
Die Frequenz, mit der die unterschiedlichen Bereiche des Filters alternierend im Strahlengang der Röntgenquelle positioniert werden, welche mit der Umschaltfrequenz zwischen den verschiedenen Spannungsniveaus der Röntgenquelle identisch ist, beträgt vorzugsweise mindestens 1 kHz. Beispielsweise kann die genannte Frequenz 3,33 kHz betragen, was Schaltintervallen zur abwechselnden Anlegung der höheren und der niedrigeren Spannung an die Röntgenröhre von etwa 300 µs entspricht.
-
Gemäß einer ersten Ausführungsform ist der Filter linear verschieblich. Die Verschieberichtung ist hierbei orthogonal zur Strahlachse der Röntgenröhre. Zum Antrieb des Filters kann beispielsweise ein von einem Elektromotor angetriebener Kurbeltrieb vorgesehen sein. Alternativ kann der Filter zum Beispiel durch einen elektrischen Direktantrieb linear angetrieben sein. In jedem Fall entspricht die Frequenz, mit der der Filter oszilliert, der Frequenz, mit der die an der Röntgenröhre anliegende Spannung zwischen dem höheren und dem niedrigeren Niveau wechselt.
-
Gemäß einer zweiten Ausführungsform, bei welcher ebenfalls eine Synchronisation zwischen der Bewegung des Filters und der Beaufschlagung der Röntgenröhre mit Spannung gegeben ist, ist der Filter rotierbar gelagert. In diesem Fall ist der Filter vorzugsweise direkt, das heißt ohne Getriebe, durch eine elektrische Antriebseinheit angetrieben. Gegenüber der ersten Ausführungsform ist hier der Vorteil gegeben, dass die gesamte Antriebseinheit einschließlich Filter ausgewuchtet werden kann.
-
Bei jeder Ausführungsform kann der Filter prinzipiell aus jeglichen Materialien aufgebaut sein, die eine energieabhängige Wechselwirkung mit Röntgenstrahlung aufweisen und somit ein Spektrum von Röntgenstrahlung beeinflussen. Vorzugsweise enthält der Filter Zinn; insbesondere sind die der Röntgenstrahlung ausgesetzten Bereiche des Filters aus einer Zinn-Basislegierung oder aus reinem Zinn (plus herstellungsbedingten Verunreinigungen) aufgebaut. Möglich ist auch ein Aufbau des Filters aus unterschiedlichen Materialien in den einzelnen Bereichen, die jeweils der Erzeugung eines spezifischen Spektrums dienen. Während der Anlegung der höheren Spannung an die Röntgenröhre wird ein schwächer absorbierender Bereich des Filters und während der Anlegung der niedrigeren Spannung an die Röntgenröhre ein stärker absorbierender Bereich des Filters im Strahlengang der Röntgenröhre positioniert. Im einfachsten Fall ist der schwächer absorbierende Bereich durch eine dünnere Zinnschicht und der stärker absorbierende Bereich durch eine dickere Zinnschicht realisiert.
-
Allgemein ausgedrückt wird ein Röntgengerät erfindungsgemäß betrieben, indem mittels einer einzigen Röntgenröhre im raschen Wechsel Röntgenstrahlung unterschiedlicher Energie erzeugt wird, wobei alternierend eine höhere Spannung, vorzugsweise 120 - 160 kV, insbesondere 130 - 150 kV, und eine niedrigere Spannung, vorzugsweise 70 - 100 kV, insbesondere 80 - 100 kV, an die Röntgenröhre angelegt wird. Ein der Röntgenröhre vorgesetzter Filter wird derart, mit der Änderung der an der Röntgenröhre anliegenden Spannung synchronisiert, oszillierend verlagert, dass die emittierte Röntgenstrahlung alternierend auf sich hinsichtlich der Durchlässigkeit gegenüber Röntgenstrahlung unterscheidende Bereiche des Filters trifft, womit im Wechsel mindestens zwei Spektren von Röntgenstrahlung unterschiedlicher mittlerer Photonenenergien generiert werden.
-
Der Filter kann als „Bow-Tie“-artiger Filter, insbesondere aus Zinn, Aluminium oder Polytetrafluorethylen, ausgebildet sein, wobei ein dickerer Bereich des Filters immer dann vor das Strahl-Austrittsfenster der Röntgenröhre gebracht wird, wenn Niederenergie (70 - 100 kV) anliegt. Durch den Filter wird der hohe Röhren-Output, welcher beispielsweise bei einem Strom von 600 mA erzeugt wird, „abgebremst“, so dass zur Durchstrahlung des Untersuchungsobjekts letztlich Röntgenstrahlung vorliegt, die etwa einem Strom von 200 mA entspricht und damit zu einer richtig belichteten Aufnahme bei der angelegten Spannung führt. Die Materialparameter des Filters sind auf Basis des gewünschten, als „Abbremsen“ bezeichneten Effekt berechenbar, wobei zur Berechnung das Aluminium-Äquivalent des Filters herangezogen werden kann.
-
Der Filter kann ein- oder mehrlagig aufgebaut sein. Im Fall eines mehrlagig aufgebauten Filters können hintereinander geschaltete Einzelfilter separat voneinander verlagerbar, das heißt wahlweise innerhalb oder außerhalb des Strahlengangs der Röntgenstrahlung positionierbar, sein, so dass eine Anpassung auf verschiedene Ströme der Röntgenquelle, beispielsweise 100mA, 200mA oder 300mA, möglich ist. Auch eine auf die Art und Dicke des durchstrahlten, zu untersuchenden Mediums angepasste Dosismodulation ist mit einem solchen mehrlagigen, mehrfach verstellbaren Filteraufbau realisierbar.
-
In Zeitintervallen, in denen die Röntgenröhre mit höherer Spannung (140 kV) betrieben wird, wird bevorzugt ein Bereich des Filters vor das Strahl-Austrittsfenster der Röntgenröhre gebracht, welcher durch eine relativ dünne Zinn-Schicht gebildet ist. Diese dünne Zinn-Schicht filtert insbesondere niederenergetische Photonen aus dem Hochvolt-Röntgenspektrum, was zu einer besonders guten Energieseparation zwischen den beiden mittels des Filters erzeugten Röntgenspektren führt. Eine Besonderheit des erfindungsgemäßen Röntgengerätes ist darin gegeben, dass diese Energieseparation nicht mit einem Untersuchungssystem mit mehreren Röntgenquellen, sondern mit einer einzigen Röntgenröhre realisiert ist.
-
Insgesamt wird durch die mit der Variation der Röhrenspannung synchronisierte Oszillation des Filters ein Röntgenverfahren bereitgestellt, welches von der Dosis her mit Verfahren vergleichbar ist, die mit zwei Röntgenquellen arbeiten und damit apparativ deutlich aufwändiger sind. Weiter ermöglicht die Abstimmung der Filterung der von der Röntgenquelle emittierten Strahlung auf die Röhrenspannung eine sehr gute Energieseparation, was Voraussetzung einer präzisen Drei-Material-Zerlegung, insbesondere Separation von Jod von umliegendem Gewebe, ist.
-
Nachfolgend werden mehrere Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Hierin zeigen:
- 1 Ein erstes Ausführungsbeispiel eines Röntgengerätes mit oszillierendem Filter in schematisierter Darstellung,
- 2 ausschnittsweise eine abgewandelte Ausführungsform des Röntgengerätes nach 1,
- 3-6 verschiedene Varianten eines verstellbaren Filters des Röntgengerätes nach 2,
- 7 ein weiteres Beispiel eines Röntgengerätes mit oszillierendem Filter,
- 8-10 verschiedene Varianten eines verstellbaren Filters des Röntgengerätes nach 7.
-
Einander entsprechende oder gleichwirkende Teile sind in allen Figuren mit den gleichen Bezugszeichen gekennzeichnet.
-
Ein in 1 insgesamt mit dem Bezugszeichen 1 gekennzeichnetes, nur andeutungsweise dargestelltes Röntgengerät, nämlich Computertomograph, hinsichtlich dessen prinzipieller Funktion auf den eingangs zitierten Stand der Technik verwiesen wird, umfasst eine Röntgenröhre 2, welcher ein Filter 3 vorgelagert ist. Ein zugehöriger Röntgendetektor ist in der Figur nicht dargestellt. Ein mit dem Röntgengerät 1 zu untersuchendes, ebenfalls nicht dargestelltes Objekt befindet sich zwischen dem Filter 3 und dem Röntgendetektor. Die aus der Röntgenröhre 2 austretende, den Filter 3 zumindest teilweise durchdringende Röntgenstrahlung ist in 1 durch Pfeile veranschaulicht.
-
Die Röntgenröhre 2 kann wahlweise mit einer niedrigeren Spannung in Höhe von 80 - 100 kV oder mit einer höheren Spannung in Höhe von 140 kV betrieben werden. Beim Betrieb des Röntgengerätes 1 erfolgt eine laufende Umschaltung zwischen den genannten Niveaus der Röhrenspannung mit einer vorzugsweise einstellbaren Umschaltfrequenz. Die Röhrenspannung beschreibt somit einen etwa sinusförmigen Verlauf.
-
Der der Röntgenröhre 2 vorgeschaltete Filter 3 ist, zumindest in seinen der Röntgenstrahlung ausgesetzten und diese abschwächende, jedoch nicht vollständig absorbierende Abschnitten, aus Zinn gefertigt und weist einen dünneren Bereich 4 und einen dickeren Bereich 5 auf. Weiter weist der Filter 3 einen gegenüber Röntgenstrahlung praktisch undurchlässigen Bereich 9 auf, welcher zwischen dem dünneren Bereich 4 und dem dickeren Bereich 5 angeordnet ist.
-
In der Anordnung nach 1 ist der Filter 3 derart positioniert, dass die von der Röntgenröhre 2 emittierte Röntgenstrahlung den dickeren Bereich 5 durchdringt. Der gesamte Filter 3 ist mittels einer Linearführung 8 linear verschieblich in einer zur Emissionsrichtung der Röntgenstrahlung orthogonalen Richtung gelagert. Zum Antrieb des Filters 3 ist im Ausführungsbeispiel nach 1 eine Antriebseinheit 6 in Form eines Elektromotors, welcher über einen Kurbeltrieb 7 auf den Filter 3 wirkt, vorgesehen.
-
Die Röntgenröhre 2, der Filter 3, sowie Antriebseinheit 6 einschließlich Kurbeltrieb 7 sind derart gestaltet, dass der Filter 3 eine erste Position einnehmen kann, in welcher ausschließlich der dickere Bereich 5 der Röntgenstrahlung ausgesetzt ist (1), oder eine zweite, in 1 nicht dargestellte Position, in welcher ausschließlich der dünnere Bereich 4 des Filters 3 der Röntgenstrahlung ausgesetzt ist. Ferner kann der Filter 3 eine dritte Position einnehmen, in welcher die Röntgenstrahlung mittels des vollständig absorbierenden Bereichs 9 geblockt ist.
-
Während die erste Position mit dem Betrieb der Röntgenröhre 2 auf dem niedrigeren Spannungsniveau korrespondiert, liegt an der Röntgenröhre 2 die höhere Spannung an, wenn sich der Filter 3 in der zweiten Position befindet. In jedem Fall wird somit ein spezielles Röntgenspektrum zur Untersuchung des Objektes erzeugt, wobei das Spektrum sowohl durch die an der Röntgenröhre 2 anliegende Spannung als auch durch die damit synchronisierte Position des Filters 3 maßgeblich beeinflusst wird. Die mittels der Antriebseinheit 6 bewirkte Oszillation des Filters 3 ist sowohl hinsichtlich der Frequenz als auch hinsichtlich der Phase mit der an der Röntgenröhre 2 anliegenden Spannung synchronisiert. Zu diesem Zweck ist eine nicht dargestellte Steuerungseinheit vorgesehen, welche sowohl mit der Röntgenröhre 2 als auch mit der Antriebseinheit 6 datentechnisch verknüpft ist. Während des sinusförmigen Nulldurchgangs zwischen der höheren Energie und der niedrigeren Energie der Röntgenquanten blendet der undurchlässige Bereich 9 die Röntgenstrahlung komplett aus.
-
Die in 2 dargestellte, gegenüber 1 abgewandelte Ausführungsform eines Röntgengerätes 1 weist innerhalb des Filters 3 keinen die Röntgenstrahlung vollständig ausblendenden Bereich auf. Stattdessen grenzt in diesem Fall der dünnere Bereich 4 des Filters 3 unmittelbar an dessen dickeren Bereich 5. In Strahlrichtung hinter dem Filter 3 befinden sich Kollimatorblenden 10. Das von der hier nicht dargestellten Röntgenröhre 2 emittierte Strahlenbündel ist mit S gekennzeichnet. Kollimatorblenden 10, wie in 2 sichtbar, können auch beim Ausführungsbeispiel nach 1 vorgesehen sein.
-
Die 3 bis 6 zeigen jeweils eine Variante der Verstellung des Filters 3 des Röntgengerätes 1 nach 2. Ebenso sind diese Varianten der Filterverstellung, genauer: Filteroszillation, beim Ausführungsbeispiel nach 1 nutzbar.
-
Die Variante nach 3 entspricht hinsichtlich ihrer Kinematik der Betätigung des linear verstellbaren Filters 3 nach 1: Ein von einer Antriebseinheit 6, nämlich einem elektronisch kommutierenden Elektromotor, betriebener Kurbeltrieb 7 ist an den Filter 3 oder ein mit diesem starr verbundenes Teil gekoppelt, um den Filter 3 periodisch hin und her zu bewegen und damit alternierend den dünneren Bereich 4 und den dickeren Bereich 5 in den Strahlengang der Röntgenstrahlung zu verfahren.
-
Die Variante nach 4 sieht eine Betätigung des auch in diesem Fall linear verschieblichen Filters 3 mittels eines Spindeltriebs 11 vor. Zum Antrieb des Spindeltriebs 11 kann beispielsweise ein elektronisch kommutierenden Elektromotor oder ein Schrittmotor als Antriebseinheit 6 vorgesehen sein. Die 5 und 6 zeigen jeweils eine Variante mit linearem Direktantrieb 12 als Antriebseinheit 6 zu Betätigung des Filters 3. Gemäß 5 ist der lineare Direktantrieb 12 als Linearmotor 13 mit einem auf einer Schiene 14 geführten Läufer 15 ausgebildet, wobei der Filter 3 fest mit dem Läufer 15 verbunden ist. Gemäß 6 ist der lineare Direktantrieb 12 als Aktuator ausgebildet, welcher eine Tauchspule 16 umfasst, wobei der Filter 3 mit einem Anker 17 verbunden ist, welcher linear beweglich ist und in die Tauchspule 16 eingreift.
-
Das Ausführungsbeispiel nach 7 unterscheidet sich von den Ausführungsbeispielen nach den 1 bis 6 hauptsächlich durch die geometrische Gestaltung des Filters 3 und durch dessen Antrieb, nicht jedoch durch dessen grundsätzliche Funktion.
-
Der Filter 3 ist im Ausführungsbeispiel nach 7 scheibenförmig gestaltet, wobei die Symmetrieachse dieser Scheibe zu der Strahlachse, in welcher die Röntgenröhre 2 hauptsächlich abstrahlt (jeweils durch eine strichpunktierte Linie in 7 markiert) parallel ist. Zum Antrieb des scheibenförmigen Filters 3 ist eine Antriebseinheit 6 vorgesehen, welche als rotativer elektrischer Direktantrieb ausgebildet ist, das heißt starr mit dem Filter 3 verbunden ist.
-
In der Anordnung nach 7 trifft die von der Röntgenquelle 2 emittierte Röntgenstrahlung auf einen dünneren Bereich 4 des Filters 3. Bei Drehung des Filters 3 trifft die Röntgenstrahlung alternierend auch auf einen dickeren Bereich 5, welcher in der Schnittdarstellung nach 7 nicht sichtbar ist. Optional weist der scheibenförmige Filter 3 auch einen die Röntgenstrahlung zumindest annähernd vollständig blockierenden Bereich 9 oder mehrere solcher Bereiche 9, funktional vergleichbar mit der Anordnung nach 1, auf.
-
Minimal weist der Filter 3 einen einzigen dünneren Bereich 4 sowie einen einzigen dickeren Bereich 5 auf, welcher jeweils 180° des Filters 3 überdeckt. In vorteilhafter Weise sind die Bereiche 4,5 schmaler ausgebildet, so dass bei einer einzigen Umdrehung des Filters 3 eine Mehrzahl an dünneren Bereichen 4 und dickeren Bereichen 5 überstrichen wird. Auf diese Weise kann die Rotationsfrequenz des direkt angetriebenen Filters 3 um ein Mehrfaches geringer als die Umschaltfrequenz der Röntgenröhre 3 sein, wobei gleichzeitig die wechselnde Spannungsschaltung der Röntgenröhre 3 mit der Oszillation des Filters 3 synchronisiert ist.
-
In den 8 bis 10 sind verschiedene Varianten von rotierbaren Filtern 3 dargestellt, wobei in jedem Fall auch ein von der - anders als in 7 - hier nicht sichtbaren Röntgenröhre 2 emittiertes Strahlenbündel S angedeutet ist. Bei diesen Ausführungsbeispielen ist eine Rotationsachse 18 des Filters 3 senkrecht zu einer Ausbreitungsrichtung 20 des Strahlenbündels S orientiert. Bei einer vollständigen Rotation (oder einer Rotation um 180°) ist ein jeweiliger Filterbereich 4,5 einmal röhrennah und einmal röhrenfern im Strahlgang positioniert.
-
Gemäß 8 weist der Filter 3 lediglich einen einzigen dünneren Bereich 4 sowie einen einzigen dickeren Bereich 5 auf, wobei die beiden Bereiche 4,5 im 90°-Winkel zueinander angeordnet sind. Insgesamt decken die Bereiche 4,5 somit einen Winkel von 180° am Umfang des Filters 3 ab, während die restlichen 180° eines gedachten, in 8 gestrichelten Kreises, der die Rotation des Filters 3 beschreibt, frei von die Röntgenstrahlung beeinflussendem Material ist. Während in der Anordnung nach 8 das Strahlenbündel S auf den dickeren Bereich 5 des Filters 3 trifft, ist in um 90° gedrehter Positionierung des Filters 3 der dünnere Bereich 4 der Röntgenstrahlung ausgesetzt. Durch weitere Drehung des Filters 3 wird wiederum der dickere Bereich 5 nunmehr röhrennah in den Strahlengang verlagert, wobei ein axialer Versatz in Richtung der Strahlausbreitungsrichtung gegenüber der röhrenfernen Position nach 8 gegeben ist, der jedoch für die Filterung der Röntgenstrahlung nicht von Belang ist. Theoretisch könnte der Filter 3 auch lediglich um 90° hin und her schwenken. Unter dem Gesichtspunkt der beschleunigten Massen ist jedoch eine gleichmäßige Rotation des Filters 3 günstiger. In jedem Fall sind mindestens zwei Winkellagen des Filters 3 definiert.
-
Eine Weiterentwicklung der Variante nach 8 ist in 9 dargestellt. Hierbei weist der Filter 3 statt eines einzigen dickeren Bereichs 5 zwei solcher Bereiche 5 auf, die gleichzeitig vom Strahlenbündel S durchstrahlt werden und in der Summe die gleiche Wirkung haben wie der einzige dickere Bereich 5 der Anordnung nach 8. Gegenüber der Anordnung nach 8 hat der Filter 3 nach 9 den Vorteil einer deutlich besseren Auswuchtung der Gesamtheit der Bereiche 4,5 des Filters 3, wobei die Bereiche 4,5 in diesem Fall 270° des Umfangs des Filters 3 abdecken. Zudem ist die Fläche, welche die Bereiche 4,5 des Filters 3 bei dessen Rotation überstreichen, geringer als bei der Anordnung nach 8, so dass insgesamt ein kompakterer Aufbau des Filters 3 gegeben ist.
-
Einen besonders kompakten und gleichzeitig fertigungstechnisch sowie hinsichtlich der mechanischen Beanspruchung, insbesondere bei hohen Drehzahlen, günstigen Aufbau des Filters 3 zeigt 10. Hierbei ist jeder der Bereiche 4,5 als bogenförmiges Segmentstück gestaltet, wobei jeder Bereich 4,5 einen Winkel von 90° abdeckt und beidseitig an den einzigen dünneren Bereich 4 jeweils ein dickerer Bereich 5 grenzt. Ein vierter Bereich, welcher sich ebenfalls über 90° erstreckt, ist - ähnlich wie in der Anordnung nach 9 - frei von Material, welches Einfluss auf die Ausbreitung von Röntgenstrahlung hat.
-
In jeder der in den 8 bis 10 gezeigten Anordnungen befindet sich der Filter 3, ebenso wie in den Anordnungen nach den 3 bis 6, in einer Position, welche zur Filterung der mit der niedrigeren Röhrenspannung, nämlich 70 - 100 kV, erzeugten Röntgenstrahlung vorgesehen ist. Der oszillierende, mit dem Betrieb der Röntgenröhre 2 synchronisierte Filter 3 verhindert hierbei eine so genannte Überstrahlung des mit dem Röntgengerät 1 untersuchten Volumens trotz des hohen Stroms von beispielsweise 600 mA, mit welchem die Röntgenröhre 2 betrieben wird.
