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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.
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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.
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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 , 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.
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Ein anderer Ansatz eines Zwei-Spektren-Verfahrens basiert auf der Verwendung von zwei Röntgenquellen innerhalb eines Untersuchungssystems.
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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.
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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.
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Der Erfindung liegt die Aufgabe zugrunde, ein Röntgengerät mit mindestens einer Röntgenröhre, welches zur Emission mehrerer Röntgenspektren geeignet ist, gegenüber dem genannten Stand der Technik hinsichtlich der Umschaltbarkeit zwischen den verschiedenen Röntgenspektren weiterzuentwickeln.
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Diese Aufgabe wird erfindungsgemäß gelöst durch ein Röntgengerät mit den Merkmalen des Anspruchs 1 sowie durch ein Verfahren zum Betrieb eines Röntgengerätes mit den Merkmalen des Anspruchs 8. Im Folgenden im Zusammenhang mit dem Verfahren erläuterte Ausgestaltungen und Vorteile der Erfindung gelten sinngemäß auch für das Röntgengerät und umgekehrt.
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Das Röntgengerät ist zur Emission mehrerer, unterschiedlicher Röntgenspektren mittels derselben Röntgenröhre ausgebildet und umfasst einen im Strahlengang der Röntgenröhre angeordneten Filter, welcher Bereiche unterschiedlicher Durchlässigkeit aufweist. Der Filter ist relativ zur Röntgenröhre rotierbar gelagert, wobei eine Antriebseinheit zum Drehantrieb des Filters ausgebildet ist.
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Die Rotation des Filters hat den Vorteil, dass kein Abbremsen oder Beschleunigen von Filterelementen während des Umschaltens zwischen verschiedenen Filterelementen erforderlich ist, so dass hohe Umschaltfrequenzen mit vergleichsweise geringem apparativem Aufwand realisierbar sind. Zudem ist der rotierbare Filter platzsparend konstruierbar.
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Die Erfindung geht von der Überlegung aus, dass – wie erwähnt – die wiederholte Umschaltung zwischen verschiedenen Röntgenspektren prinzipiell durch die abwechselnde Anlegung unterschiedlicher Spannungen, beispielsweise einerseits 70–100 kV und andererseits 140 kV, an eine Röntgenröhre 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.
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Zum anderen ergibt sich durch die sich wiederholende, sinusförmige Umschaltung zwischen den beiden genannten Spannungen und damit Energien 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.
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Die Erfindung bietet eine sehr einfache Möglichkeit der Variation von Röntgenspektren, welche nicht notwendigerweise, wie aus dem Stand der Technik bekannt, entweder die Verwendung zweier mit unterschiedlicher Spannung betriebener Röntgenröhren in einem Röntgenuntersuchungssystem vorsieht oder eine Spannungsumschaltung bei einer Röntgenröhre voraussetzt.
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Die Erfindung ist sowohl bei Röntgengeräten mit lediglich einer einzigen Röntgenröhre als auch bei röntgentechnischen Einrichtungen mit mehreren Röntgenquellen anwendbar. Unabhängig von der Anzahl der Röntgenröhren in einem einzigen röntgentechnischen Untersuchungsgerät kann entweder ein Betrieb mindestens einer Röntgenröhre mit konstanter Röhrenspannung oder eine Umschaltung zwischen verschiedenen Spannungen vorgesehen sein.
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Im letztgenannten Fall erfolgt eine Umschaltung zwischen verschiedenen Röntgenspektren ein und derselben Röntgenquelle mit ausreichend hoher Frequenz 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 der zwischen Röntgenröhre und Untersuchungsobjekt angeordnete Filter rotiert, wobei die Rotation des Filters mit der Umschaltung zwischen den genannten Niveaus der Röhrenspannung synchronisiert ist.
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Bei der Rotation des Filters bleibt in vorteilhafter Ausgestaltung stets ein Bereich des Filters im Strahlengang der von der Röntgenröhre emittierten Röntgenstrahlung. Dies gilt sowohl für Ausführungsformen, bei welchen die Rotationsachse des Filters in Strahlrichtung der Röntgenstrahlung weist, als auch für Ausführungsformen, bei welchen die Rotationsachse des Filters orthogonal zur Strahlrichtung ausgerichtet ist. Der Filter wird also beim Betrieb des Röntgengerätes nie aus dem Strahlengang der Röntgenröhre entfernt. Vielmehr befindet sich in jedem Betriebszustand entweder mindestens ein erster Bereich des Filters oder mindestens 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.
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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.
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Die Frequenz, mit der die unterschiedlichen Bereiche des Filters alternierend im Strahlengang der Röntgenquelle positioniert werden, welche gegebenenfalls 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.
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Der rotierbar gelagerte Filter ist vorzugsweise direkt, das heißt ohne Getriebe, durch eine elektrische Antriebseinheit angetrieben. Damit ist die Möglichkeit gegeben, die gesamte Antriebseinheit einschließlich Filter auszuwuchten. Als Antriebseinheit ist, unabhängig davon, ob der Filter direkt oder über ein Getriebe angetrieben wird, beispielsweise ein elektronisch kommutierender Elektromotor geeignet.
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Vorzugsweise ist eine Rotationsachse des Filters senkrecht zu einer Ausbreitungsrichtung eines von der Röntgenröhre emittierten Röntgenstrahls (Strahlenbündel) orientiert. Ein Filterbereich gelangt daher bei einer Vollumdrehung bzw. bereits bei einer Umdrehung um 180° in den Strahlengang, einmal in einer röhrennahen und einmal in einer röhrenfernen Position. Durch diese Maßnahmen ergeben sich besondere Gestaltungsfreiheiten, die einen kompakten Aufbau ermöglichen.
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In bevorzugter Ausgestaltung erstrecken sich die die Röntgenstrahlung in unterschiedlicher Weise beeinflussenden Bereiche des Filters an dessen Umfang über insgesamt mindestens 180°. Beispielsweise decken die unterschiedlichen Bereiche des Filters insgesamt einen Winkel von 270° ab.
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Gemäß einer vorteilhaften, den vorhandenen Bauraum besonders gut ausnutzenden Variante jeder ist der die Röntgenstrahlung beeinflussenden Bereiche des Filters gekrümmt, so dass der Filter insgesamt zumindest annähernd die Form einer Hülse mit einer sich längs ihrer Achse erstreckenden schlitzförmigen Aussparung aufweist. Die schlitzförmige Aussparung stellt dabei eine Öffnung der Hülse über einen Winkel von beispielsweise 90° dar.
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In besonders vorteilhafter Ausgestaltung weist der Filter einen einzigen Bereich ersten Typs und zwei diesem benachbarte Bereiche zweiten Typs auf, wobei in einer ersten Winkelstellung des Filters beide Bereiche des zweiten Typs zugleich der von der Röntgenröhre emittierten Strahlung ausgesetzt sind und in einer zweiten Winkelstellung des Filters ausschließlich der Bereich ersten Typs der von der Röntgenröhre emittierten Strahlung ausgesetzt ist. Hierbei sind die Bereiche des zweiten Typs, zumindest in der hintereinander geschalteten Anordnung, gegenüber der Röntgenstrahlung weniger durchlässig als der Bereich ersten Typs. Vorzugsweise ist bereit ein einzelner Bereich des zweiten Typs gegenüber der Röntgenstrahlung weniger durchlässig als der Bereich ersten Typs. Ebenso ist die Möglichkeit gegeben, dass alle Bereiche für sich betrachtet die gleiche Durchlässigkeit gegenüber der Röntgenstrahlung aufweisen, so dass erst die Hintereinanderschaltung der Bereiche zweiten Typs für die in diesem Fall reduzierte Durchlässigkeit gegenüber der von der Röntgenröhre emittierten Röntgenstrahlung verantwortlich sind.
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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.
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Sofern die Röntgenröhre, welcher der rotierbare Filter vorgeschaltet ist, alternierend mit unterschiedlichen Spannungen betrieben wird, wird in bevorzugter Verfahrensführung während der Anlegung der höheren Spannung an die Röntgenröhre ein schwächer absorbierender Bereich des Filters und während der Anlegung der niedrigeren Spannung an die Röntgenröhre mindestens 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 mindestens eine stärker absorbierende Bereich durch eine dickere Zinnschicht realisiert.
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Der rotierbar gelagerte Filter weist zumindest zwei verschiedene definierte Winkellagen auf. In einfachster Bauform bedeutet jede Weiterdrehung des Filters um 90° eine Umschaltung von der schwach absorbierenden Filteranordnung zur stärker absorbierenden Filteranordnung oder umgekehrt. Ebenso sind Bauformen realisierbar, bei denen eine Drehung um einen geringeren Winkel, beispielsweise 45°, mit der Umschaltung von einer ersten, schwach absorbierenden zu einer zweiten, stark absorbierende Filteranordnung gleichbedeutend ist. Diese Bauform zeichnet sich durch eine geringere Drehzahl des Filters zur Erreichung einer bestimmten Umschaltfrequenz zwischen den verschiedenen Röntgenspektren aus.
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Unabhängig von der Geometrie des Filters ist dessen Rotationsfrequenz – beziehungsweise ein Vielfaches dessen Rotationsfrequenz – bei Verwendung einer Röntgenröhre mit unterschiedlich einstellbaren Röhrenspannungen mit der Umschaltfrequenz zwischen den Spannungswerten in Übereinstimmung gebracht, wobei die höhere an die Röntgenröhre angelegte Spannung vorzugsweise 120–160 kV, insbesondere 130–150 kV, und die niedrigere Spannung vorzugsweise 70–100 kV, insbesondere 80–100 kV, beträgt. Der Filter ist optional derart gestaltet, dass mehr als zwei Spektren von Röntgenstrahlung unterschiedlicher mittlerer Photonenenergien generiert werden. Auch in einem solchen Fall kann die Röntgenröhre entweder mit konstanter Röhrenspannung oder mit einer Mehrzahl, insbesondere einer der Anzahl unterschiedliche möglicher Filtereinstellungen entsprechender Anzahl, unterschiedlicher Werte der Röhrenspannung betrieben werden.
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Der Filter kann zusätzlich oder alternativ zu Zinn auch Aluminium und/oder Polytetrafluorethylen aufweisen und ein- oder mehrlagig aufgebaut sein. In allen Fällen wird ein dickerer Bereich des Filters vorzugsweise immer dann vor das Strahl-Austrittsfenster der Röntgenröhre gebracht, 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.
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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 nur mit einem Untersuchungssystem mit mehreren Röntgenquellen, sondern auch mit einer einzigen Röntgenröhre realisierbar ist.
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Insgesamt wird durch die vorzugsweise mit der Variation der Röhrenspannung synchronisierte Rotation des Filters ein Röntgenverfahren bereitgestellt, welches von der Dosis her mit Verfahren vergleichbar ist, die mit einer höheren Zahl an 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.
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Die Rotation des Filters hat gegenüber verschieblich angeordneten Filterelementen den Vorteil wesentlich geringerer durch Massenträgheit verursachter Kräfte und damit deutlich höherer möglicher Wechselfrequenzen zwischen den verschiedenen Röntgenspektren.
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Nachfolgend werden mehrere Ausführungsbeispiele der Erfindung anhand einer Zeichnung näher erläutert. Hierin zeigen:
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1 Eine Prinzipdarstellung eines Röntgengerätes mit beweglichem Filter in schematisierter Darstellung,
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2 ausschnittsweise eine abgewandelte Ausführungsform des Röntgengerätes nach 1,
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3–5 verschiedene Varianten eines gemäß der Erfindung rotierbaren Filters eines Röntgengerätes.
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Einander entsprechende oder gleichwirkende Teile sind in allen Figuren mit den gleichen Bezugszeichen gekennzeichnet.
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Ein in 1 insgesamt mit dem Bezugszeichen 1 gekennzeichnetes, nur andeutungsweise dargestelltes Röntgengerät, nämlich Computertomograph, dient der einleitenden Erläuterung von Prinzipien, die sich die Erfindung zu Nutze macht. Hinsichtlich der grundsätzlichen Funktion des Röntgengerätes 1 wird auf den eingangs zitierten Stand der Technik verwiesen.
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Das Röntgengerät 1 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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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.
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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, der Fokus der Röntgenstrahlung mit F gekennzeichnet. Kollimatorblenden 10, wie in 2 sichtbar, können auch beim Ausführungsbeispiel nach 1 vorgesehen sein.
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Die in den 3 bis 5 skizzierten, der beanspruchten Bauform entsprechenden Ausführungsbeispiele unterscheiden sich von Prinzipdarstellungen nach den 1 und 2 hauptsächlich durch die geometrische Gestaltung des Filters 3 und durch dessen Antrieb.
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In jedem der Ausführungsbeispiele nach den 3 bis 5 ist der Filter 3 rotierbar gelagert, wobei eine Rotationsachse 12 des Filters 3 senkrecht zu einer Ausbreitungsrichtung 14 des Strahlenbündels S angeordnet ist. In jedem der in den 3 bis 5 gezeigten Fälle zeichnet sich der Filter 3 durch einen besonders flachen, platzsparenden Aufbau aus. Bei der in den 3 bis 5 nicht sichtbaren Antriebseinheit 6 des Filters 3 handelt es sich in allen Fällen vorzugsweise um einen als Direktantrieb fungierenden Elektromotor.
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Gemäß 3 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 3 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 in den Strahlengang verlagert, wobei ein Versatz gegenüber der Position nach 3 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.
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Eine Weiterentwicklung der Variante nach 3 ist in 4 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 3. Gegenüber der Anordnung nach 3 hat der Filter 3 nach 4 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 3, so dass insgesamt ein noch kompakterer Aufbau des Filters 3 gegeben ist.
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Einen besonders kompakten und gleichzeitig fertigungstechnisch sowie hinsichtlich der mechanischen Beanspruchung, insbesondere bei hohen Drehzahlen, günstigen Aufbau des Filters 3 zeigt 5. 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 4 – frei von Material, welches Einfluss auf die Ausbreitung von Röntgenstrahlung hat.
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In jeder der in den 3 bis 5 gezeigten Anordnungen befindet sich der Filter 3, in einer Position, welche zur Filterung der mit der niedrigeren Röhrenspannung, nämlich 70–100 kV, erzeugten Röntgenstrahlung vorgesehen ist. Der rotierende, 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.
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ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur
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- DE 10160613 A1 [0003]
- DE 102004031169 [0003]
- US 4255664 A [0003]
