DE102015201044A1

DE102015201044A1 - MRT-kompatible Drehanoden-Röntgenröhre

Info

Publication number: DE102015201044A1
Application number: DE102015201044.9A
Authority: DE
Inventors: Michael Back; Andreas Geisler; Oliver Heid; Jennifer Sirtl
Original assignee: Siemens AG
Current assignee: Siemens AG
Priority date: 2015-01-22
Filing date: 2015-01-22
Publication date: 2016-07-28
Also published as: WO2016116284A1

Abstract

Die Erfindung betrifft einen Antrieb für die Drehanode einer Drehanoden-Röntgenröhre, welche in einem Wirkungsbereich eines Magnetresonanztomographen (MRT) verwendet wird. Der Antrieb arbeitet nach dem Prinzip eines Elektromotors, bspw. eines Gleichstrommotors, bei dem ein stromdurchflossener Leiter in einem magnetischen Statorfeld eine Lorentzkraft erfährt, die in eine Drehbewegung umgesetzt wird. Der Antrieb der Drehanode weist keine eigenen Komponenten zur Erzeugung eines solchen magnetischen Statorfeldes auf, sondern es wird das Grundmagnetfeld B0 des MRT als Statorfeld verwendet.

Description

Die Erfindung betrifft eine Röntgenröhre, die im Umfeld eines Magnetresonanztomographen (MRT) zum Einsatz kommen soll. Bei der Röntgenröhre handelt es sich insbesondere um eine Drehanoden-Röntgenröhre, und die Erfindung betrifft insbesondere den Antrieb der Drehanode.
Während die Röntgenbildgebung insbesondere geeignet ist, um feste Strukturen mit einem geringen Wasserstoffgehalt darzustellen, bspw. Knochen oder die Lunge, ist die Darstellung von Weichteilen wie bspw. Tumoren und Blutgefäßen mit Hilfe der Röntgenbildgebung mangels ausreichender Kontraste bisher nur bedingt möglich. Es ist jedoch bekannt, dass das Verfahren der Magnetresonanz-Tomographie sehr gut geeignet ist, um Weichteilen darzustellen. Beide Bildgebungsmethoden weisen demnach individuelle Vorteile auf, und eine Kombination verspricht eine hochgenaue und für eine Vielzahl von Anwendungsfällen geeignete Bildgebungseinrichtung mit gegenüber den einzelnen Methoden verbesserten Eigenschaften. Derartige Hybridsysteme mit einem MRT und einer Röntgenröhre sind bspw. in WO2014/044314A1 und US6591127B1 gezeigt.
Die genauen Arbeitsweisen einer Drehanoden-Röntgenröhre sowie eines MRT können als bekannt vorausgesetzt werden, weswegen hier auf detaillierte Erläuterungen verzichtet und lediglich die prinzipiellen Funktionen zusammengefasst werden, um den Hintergrund der Erfindung deutlich zu machen.
Eine Röntgenröhre ist eine Elektronenröhre zur Erzeugung von Röntgenstrahlen, welche bspw. für medizinische Untersuchungen oder auch in anderen Anwendungen genutzt werden kann. Die Röntgenröhre besteht im Wesentlichen aus einer Kathode und einer Anode und im Betriebszustand emittiert die Kathode Elektronen, welche durch eine Hochspannung zur Anode beschleunigt werden. Die Elektronen dringen am Anodenbrennfleck in das Anodenmaterial ein und regen die dort befindlichen Atome an. Dabei werden die Elektronen abgebremst, während die angeregten Atome in der Folge u.a. charakteristische Röntgenstrahlung emittieren.
Bei der Wechselwirkung der Elektronen mit dem Anodenmaterial entsteht u.a. aufgrund der starken Fokussierung des Elektronenstrahls und der damit verbundenen hohen Leistungsdichte im Anodenbrennfleck eine erhebliche Wärmemenge, die eine rapide Aufheizung der Anode bewirkt, was letztlich zu einer Zerstörung der Anode und der Röntgenröhre führen kann. Es ist daher notwendig, Vorkehrungen zu Kühlung der Anode zu treffen. Bspw. kann das Anodenmaterial im Brennfleck während des Betriebs der Röntgenröhre möglichst schnell ausgetauscht werden, so dass aufgeheiztes Material kontinuierlich entfernt und durch kühleres Material ersetzt wird. Dies lässt sich mit einer rotierenden Anode erreichen, wie sie bspw. in einer Drehanoden-Röntgenröhre vorgesehen ist. Dabei rotiert die Drehanode um eine Rotationsachse, während der Elektronenstrahl fix ist und an einem exzentrischen Punkt auf die Oberfläche der Drehanode trifft, d.h. an einem Punkt, der nicht auf der Rotationsachse liegt. Bei rotierender Anode hat diese Konstellation zur Folge, dass sich der Ort des Anodenbrennflecks auf der Anodenoberfläche ständig ändert, wobei der Anodenbrennfleck letztlich über einen kreisringförmigen Bereich auf der Drehanodenoberfläche streicht. Der Elektronenstrahl kann bspw. parallel zur Rotationsachse orientiert sein. Eine derartige Drehanode wird bspw. in DE102011083064A1 beschrieben.
Ein MRT arbeitet mit einem konstanten Grundmagnetfeld B0 in der Größenordnung von einem bis einiger Tesla (T) sowie mit elektromagnetischen Hochfrequenzfeldern B1 in der Größenordnung von Millitesla (mT). Weitere Details zur Funktionsweise eines MRT finden sich im Zusammenhang mit der Beschreibung der Figuren. Die genaue Funktionsweise eines MRT soll an dieser Stelle nicht beschrieben werden, da für die Erfindung lediglich die Tatsache relevant ist, dass im Umfeld eines MRT zumindest im Betriebszustand ein nennenswertes Magnetfeld herrscht.
Eine Kombination einer herkömmlichen Drehanoden-Röntgenröhre mit einem MRT stellt sich als problematisch heraus, da eine derartige Röntgenröhre nicht für einen Betrieb ausgelegt ist, bei dem sie einem starken, externen Magnetfeld ausgesetzt ist: Bspw. werden Stator und Rotor des für die Drehung der Anode zuständigen Elektromotors in magnetische Sättigung getrieben, so dass der Elektromotor seine Funktion nicht mehr oder nur noch in stark eingeschränkter Weise erfüllen kann, eine weitere Drehung der Anode also nicht gewährleistet ist. Auch lässt sich die bis zu mehrere Tesla starke magnetische Induktion des MRT nicht für die Dauer der Aufnahme von Röntgenbildern kurzfristig abschalten.
Ein typischer Elektromotor benötigt zum Betrieb bekanntermaßen ein magnetisches Statorfeld und einen in dem Statorfeld angeordneten, stromdurchflossenen elektrischen Leiter. Die Funktionsweise eines derartigen typischen Elektromotors beruht darauf, dass auf dem stromdurchflossenen elektrischen Leiter in dem magnetischen Statorfeld des Elektromotors eine Lorentzkraft wirkt, die bei entsprechender Konstruktion und Geometrie ein Drehmoment erzeugt. Zur Erzeugung des notwendigen magnetischen Statorfelds weist ein Elektromotor in der Regel bspw. Permanent- oder Elektromagneten auf, d.h. der typische Elektromotor beinhaltet ferro- und/oder permanentmagnetische Komponenten. Dabei ergibt sich das Problem, dass der typische Elektromotor mit diesen ferro- und/oder permanentmagnetischen Komponenten eine Rückwirkung auf die räumliche Homogenität des magnetischen Feldes des MRT bzw. auf dessen zweite räumliche Ableitungen bewirkt. Dies gilt unabhängig vom Betriebszustand der Röntgenröhre, also auch dann, wenn die Röntgenröhre nicht betrieben wird. Diese vom Elektromotor erzeugte magnetische Störung des MRT kann sich in Bildverzerrungen und Artefakten niederschlagen und ist, falls überhaupt in ausreichendem Maße möglich, nur unvollständig mit Hilfe eines aufwändigen, magnetischen sog. „Shimming“-Verfahrens kompensierbar.
Demzufolge ist die Verwendung herkömmlicher Drehanoden-Röntgenröhren bei einer Kombination der Röntgenbildgebung mit der Magnetresonanztomographie problembehaftet.
Es ist daher eine Aufgabe der vorliegenden Erfindung, einen effizienten Ansatz zur Kombination einer Drehanoden-Röntgenröhre mit einem Magnetresonanztomographen vorzustellen.
Diese Aufgabe wird durch die in Ansprüchen 1, 9 und 11 beschriebenen Vorrichtungen gelöst. Die Unteransprüche beschreiben vorteilhafte Ausgestaltungen.
Das der Erfindung zu Grunde liegende Konzept liegt darin, die magnetische Induktion des Grundmagnetfeldes B0 des MRT als Statorfeld des Elektromotors zu nutzen, mit dem die Drehanode angetrieben wird. Ein solcher Elektromotor kommt ohne den Einsatz von ferromagnetischen oder permanentmagnetischen Materialien aus, da es aufgrund der Anwesenheit des MRT-Grundmagnetfeldes B0 nicht notwendig ist, ein eigenes Statorfeld zu erzeugen. Dieser Motor kann bspw. die typischen Elemente eines Kommutatormotors enthalten und zur Erzeugung des Drehmomentes zum Antrieb einer mechanischen Last, d.h. zum Antrieb der Drehanode, eine oder mehrere Spulen verwenden, deren Rotationsachsen nicht mit dem Feldvektor der magnetischen Induktion B0 des MRT zusammenfallen. Wie in den Figuren angedeutet ist der Feldvektor in z-Richtung des jeweils dargestellten kartesischen Koordinatensystems x, y, z ausgerichtet. Die Spulen können bspw. als Luftspulen ausgebildet sein, etwa wie bei einem sog. „Coreless Motor“.
Die Funktionsweise des Elektromotors basiert also darauf, dass die magnetische Induktion B0 des MRT als Statorfeld wirkt, während der für die Erregung der Spule notwendige Strom bspw. über einen Kommutator in die Spule eingespeist wird. Sowohl Wechsel- als auch Gleichstrommotorkonzepte können in dieser Anordnung realisiert werden.
Mit Hilfe dieser Anordnung kann die Drehanode einer sich im Magnetfeld eines MRT befindlichen Röntgenröhre mittels des Elektromotors angetrieben werden. Aufgrund der Ausführung des Motors ohne jegliche ferro- oder permanentmagnetische Materialien werden Störungen und Auswirkungen auf die Feldform des MRT vermieden, was entscheidend für dessen bildgebende Qualität sowie für die Größe der sog. „Good-Field“-Region und damit für die Größe des Field of View ist.
Ein erfindungsgemäßer MRT-kompatibler Antrieb für eine Drehanode einer Drehanoden-Röntgenröhre weist einen permanenterregten Elektromotor auf. Dieser Elektromotor weist seinerseits einen Rotor auf, der in einem magnetischen Statorfeld des Elektromotors um eine Rotationsachse A rotierbar ist und der mit der Drehanode derart verbunden ist, dass die Drehanode bei Rotation des Rotors um die Rotationsachse A mit rotiert. Dabei ist am Rotor zumindest eine Spule mit einem elektrischen Leiter befestigt, durch den ein Stromfluss, bspw. ein Gleich- oder Wechselstrom, von einer Stromquelle geleitet werden kann, wobei die Spule derart orientiert ist, so dass bei Stromfluss durch den Leiter durch Wechselwirkung des Stromflusses mit dem magnetischen Statorfeld eine ein Drehmoment auf den Rotor bewirkende Lorentzkraft auf den Leiter der Spule generiert wird. Dabei ist der Elektromotor ausgebildet, um als Statorfeld ein Magnetfeld des MRT zu nutzen.
Dabei ist unter einem MRT-kompatiblem Antrieb ein Antrieb zu verstehen, der zum Einen die Funktionsweise des MRT nicht stört, d.h. der insbesondere keinen derart störenden Einfluss auf die Magnetfelder des MRT hat, dass die mit dem MRT generierten Bilder Verzerrungen oder Artefakte aufweisen, die nicht kompensiert werden können. Zum Anderen wird auch der Antrieb selbst nicht durch das Magnetfeld des MRT gestört.
Weiterhin ist unter einem permanenterregten Elektromotor ein Elektromotor zu verstehen, der ein permanentes, d.h. nicht wechselndes Statorfeld aufweist.
Dabei weist der Elektromotor bzw. der Antrieb selbst keine Komponenten zur Erzeugung des Statorfeldes auf. Derartige Komponenten sind in der Regel ferro- oder permanentmagnetisch und wechselwirken dementsprechend mit den Magnetfeldern des MRT. Das Fehlen derartiger Komponenten ermöglicht den störungsfreien Betrieb sowohl des MRT als auch des Antriebs.
Insbesondere weist der Rotor keine ferromagnetischen und/oder permanentmagnetischen Materialien auf.
Das Magnetfeld, welches als Statorfeld genutzt wird, ist ein Grundmagnetfeld B0 des MRT. Dieses Grundmagnetfeld B0 ist in einer Größenordnung, die einen effizienten Betrieb des Antriebs und damit der Drehanode ermöglicht.
Der Elektromotor kann ein Gleichstrommotor und insbesondere ein Kommutatormotor und die Stromquelle eine Gleichstromquelle sein. Die Spule kann dann über einen Kommutator mit der Stromquelle verbunden werden.
Alternativ kann der Elektromotor ein Wechselstrommotor und die Stromquelle eine Wechselstromquelle sein.
Der Rotor kann einen Träger aufweisen, an dem die Spule befestigt ist und der mit der Drehanode derart verbunden ist, dass die Drehanode bei Rotation des Rotors um die Rotationsachse mit rotiert. Durch das Vorhandensein des Trägers wird der Rotor stabiler und robuster.
Eine erfindungsgemäße Drehanoden-Röntgenröhre weist einen derartigen MRT-kompatiblen Antrieb auf sowie eine durch den MRT-kompatiblen Antrieb in Rotation versetzbare Drehanode.
Die Röntgenröhre weist eine Kathode zur Bereitstellung von zu beschleunigenden Elektronen auf, wobei zur Beschleunigung der bereitgestellten Elektronen von der Kathode zur Drehanode eine Hochspannung zwischen der Kathode und der Drehanode anlegbar ist, d.h. die Röntgenröhre weist auch eine entsprechende Spannungsquelle auf. Weiterhin sind die Kathode und die Drehanode derart zueinander angeordnet, dass die Bewegungsrichtung der beschleunigten Elektronen senkrecht zur Rotationsachse A, also zur Drehachse der Drehanode, orientiert ist.
Eine erfindungsgemäße Bildgebungsanordnung zur Abbildung eines Objekts weist einen Magnetresonanztomographen sowie die beschriebene Drehanoden-Röntgenröhre auf. Die Drehanoden-Röntgenröhre befindet sich im Wirkungsbereich eines Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen.
Bei diesem Magnetfeld handelt es sich insbesondere um das Grundmagnetfeld B0 des Magnetresonanztomographen, da dieses mit Größenordnungen im Teslabereich eine ausreichende Stärke aufweist, um den Antrieb der Drehanode zu versorgen.
Der Wirkungsbereich des Grundmagnetfeldes kann bspw. dadurch festgelegt sein, dass das Magnetfeld des MRT in diesem Wirkungsbereich homogen sein muss und/oder dass die Feldstärke mindestens 90% des eigentlichen Grundmagnetfeldes B0 betragen muss.
Der Magnetresonanztomograph und die Drehanoden-Röntgenröhre sind derart zueinander angeordnet und orientiert, dass der Magnetresonanztomograph und die Drehanoden-Röntgenröhre im Wesentlichen dasselbe Sichtfeld abbilden. Dies erlaubt, dass die entsprechenden Bilddaten aussagekräftig miteinander verglichen werden können.
Die Drehanoden-Röntgenröhre kann bspw. innerhalb eines Untersuchungsraums des Magnetresonanztomographen angeordnet sein. Damit ist es möglich, die Röntgenröhre nah am abzubildenden Objekt anzuordnen.
Der Magnetresonanztomograph und die Drehanoden-Röntgenröhre sind weiterhin derart zueinander angeordnet und orientiert, dass die Rotationsachse der Drehanode und des Rotors nicht parallel zur Richtung des Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen und insbesondere senkrecht zur Richtung des Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen orientiert ist. Damit erhöht sich die Lorentzkraft und damit die Effektivität des Antriebs.
Weiterhin weist die Drehanoden-Röntgenröhre eine Elektronenquelle, bspw. eine Kathode, zur Bereitstellung von Elektronen auf, welche von der Elektronenquelle zur Drehanode hin beschleunigbar sind, um dort die gewünschte Röntgenstrahlung zu erzeugen. Der Magnetresonanztomograph und die Drehanoden-Röntgenröhre können dabei derart zueinander angeordnet und orientiert sein, dass die Bewegungsrichtung der von der Elektronenquelle zur Drehanode beschleunigten Elektronen parallel zur Richtung des Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen orientiert ist. Damit kann im Idealfall angenommen werden, dass die Elektronen ohne eine Einwirkung einer Lorentzkraft die Drehanode erreichen, so dass sich ein präziser Anodenbrennfleck ergibt.
Zur Beschleunigung der bereitgestellten Elektronen von der Kathode zur Drehanode kann eine Hochspannung zwischen der Kathode und der Drehanode angelegt werden. Die Kathode und die Drehanode können derart zueinander angeordnet sein, dass die Bewegungsrichtung der beschleunigten Elektronen senkrecht zur Rotationsachse A, also zur Drehachse der Drehanode, orientiert ist.
Im Folgenden werden die Erfindung und beispielhafte Ausführungsformen anhand einer Zeichnung näher erläutert.
Es zeigen:
1 eine Schnittansicht einer Bildgebungsanordnung mit einem Magnetresonanztomographen und einer Drehanoden-Röntgenröhre,
2 eine Detaildarstellung eines Teils der Drehanoden-Röntgenröhre in einer ersten Ausführungsform,
3 eine Detaildarstellung eines Teils der Drehanoden-Röntgenröhre in einer zweiten Ausführungsform,
Gleiche Bezugszeichen in verschiedenen Figuren kennzeichnen gleiche Komponenten.
1 zeigt eine Bildgebungsanordnung 10 bestehend aus einem Magnetresonanztomographen (MRT) 100 und einer Drehanoden-Röntgenröhre 150 mit zugeordnetem Röntgendetektor 160. Der MRT 100, der in konventioneller Bauweise mit einer durchgehenden zylindrischen Röhre wie in WO2014/044314A1 oder als interventioneller MRT in Form eines sog. „Double Donut“ wie in US6591127B1 oder auch in anderer Bauweise ausgeführt sein kann, weist einen in der Regel eingeschränkten Raumbereich auf, in dem ein zu untersuchendes Areal 116 eines Objekts 111 positioniert werden kann. Zumindest dieser beschränkte Raumbereich zeichnet sich dadurch aus, dass dort ein Grundmagnetfeld B0 des MRT weitestgehend bekannt und homogen ist, so dass bei der MRT-Bildgebung qualitativ hochwertige und unverzerrte Bilder erzeugt werden können. In diesem Raumbereich wird durch entsprechende Messparametereinstellung des MRT 100 ein Sichtfeld 115 platziert und resultierende Bilder repräsentieren ein Abbild desjenigen Areals 116 des Objekts 111, welches im Sichtfeld 115 liegt. Idealerweise wird das Objekt 111 derart positioniert, dass zumindest das zu untersuchende Areal 116 im Sichtfeld 115 liegt.
Das erfindungsgemäße Konzept ist unabhängig von der konkreten Bauweise des MRT 100 und wird im Folgenden anhand eines konventionellen MRT 100 beschrieben, welcher typischerweise über eine Zylinderspule 120 verfügt, die einen röhrenförmigen Untersuchungsraum 110 umgibt, in dem ein Objekt 111, bspw. ein Patient, zur Untersuchung gelagert werden kann.
Die Zylinderspule 120 ist als langgestreckter Hohlzylinder ausgebildet. Der zylindrische Untersuchungsraum 110 dient zur Aufnahme eines schematisch dargestellten Patienten 111. Im dargestellten Beispiel ist in einem Sichtfeld 115 im Untersuchungsraum 110 der Bildgebungsanordnung 10 ein zu untersuchendes Körperteil 116 (hier der Kopf) des Patienten 111 angeordnet, um mit Hilfe der Bildgebungsanordnung 10 Bilder des Körperteils 116 des Patienten 111 zu gewinnen.
Die Zylinderspule 120 des MRT 100 dient zur Erzeugung eines starken statischen magnetischen Grundfeldes B0 im Untersuchungsraum 110, durch das eine energetische Entartung zwischen unterschiedlichen Ausrichtungen der magnetischen Momente der Atomkerne des Körpers des Patienten 111 aufgehoben wird. Die Zylinderspule 120 kann beispielsweise als supraleitender Magnet ausgebildet sein. Die Zylinderspule 120 kann beispielsweise dazu ausgebildet sein, ein statisches Grundmagnetfeld B0 einer Stärke zwischen 0,2 Tesla und 3 Tesla oder mehr zu erzeugen. Das durch die Zylinderspule 120 erzeugte Grundmagnetfeld B0 ist zumindest im Sichtfeld 115 des Untersuchungsraums 110 bevorzugt etwa homogen ausgebildet. Die Ausrichtung bzw. Orientierung des Grundmagnetfeldes B0 ist zumindest im Sichtfeld 115 parallel zur Achse 175 der Zylinderspule 120. Tatsächlich ist diese parallele Feldform nicht auf das Sichtfeld 115 beschränkt, sondern erstreckt sich auch noch in Richtung der Achse 175 zumindest teilweise bis in die im Folgenden beschriebenen beiden Teile 131, 132 einer Gradientenspule 130 des MRT 100.
Unter dem Einfluss des durch die Zylinderspule 120 erzeugten statischen Grundmagnetfelds B0 präzedieren die Kernspins der Atomkerne des Körpers des Patienten 111 um die durch das Magnetfeld vorgegebene Achse (Larmor-Präzession).
Zur Erzeugung von Schichtbildern des im Sichtfeld 115 des Untersuchungsraums 110 angeordneten Körperteils 116 des Patienten 111 ist es notwendig, das durch die Zylinderspule 120 erzeugte homogene Grundmagnetfeld B0 ortsabhängig zu modifizieren. Hierzu verfügt der MRT 100 über die bereits erwähnte Gradientenspule 130. Die Gradientenspule 130 ist dazu vorgesehen, während einer durch den MRT 100 durchgeführten Messung ein magnetisches Gradientenfeld B1 zur selektiven Schichtanregung und zur Ortscodierung eines Messsignals zu erzeugen.
Die Gradientenspule 130 umfasst den ersten Gradientenspulenteil 131 und den zweiten Gradientenspulenteil 132. Der erste Gradientenspulenteil 131 und der zweite Gradientenspulenteil 132 sind jeweils hohlzylindrisch ausgebildet und koaxial zur Zylinderspule 120 im von der Zylinderspule 120 umgebenen Untersuchungsraum 110 angeordnet. Dabei sind der erste Gradientenspulenteil 131 und der zweite Gradientenspulenteil 132 der Gradientenspule 130 in axiale Richtung voneinander beabstandet, so dass in z-Richtung zwischen dem ersten Gradientenspulenteil 131 und dem zweiten Gradientenspulenteil 132 ein Zwischenraum 133 ausgebildet ist. Im Bereich dieses Zwischenraums 133 befindet sich das Sichtfeld 115. Im dargestellten Beispiel weist der erste Gradientenspulenteil 131 einen geringeren Durchmesser als der zweite Gradientenspulenteil 132 auf. Dies ist jedoch keineswegs zwingend erforderlich sondern lediglich ein Merkmal der dargestellten Ausführungsform. Ebenso kann es sein, dass die beiden Gradientenspulenteile 131, 132 gleiche Durchmesser aufweisen.
Durch Einstrahlen eines senkrecht zum durch die Zylinderspule 120 erzeugten statischen Grundmagnetfeld B0 orientierten magnetischen Wechselfeldes B1 mit einer Resonanzfrequenz können die um die Achse des statischen Grundmagnetfelds B0 präzidierenden Kernspins der Atome des Körpers des Patienten 111 phasensynchron ausgelenkt (angeregt) werden. Hierzu weist der MRT 100 eine Hochfrequenzspule 140 auf. Die Hochfrequenzspule 140 ist im Zwischenraum 133 zwischen dem ersten Gradientenspulenteil 131 und dem zweiten Gradientenspulenteil 132 der Gradientenspule 130 angeordnet. Die Hochfrequenzspule 140 umfasst zwei koaxial zur Zylinderspule 120 angeordnete Ringe, die über eine Mehrzahl von Sprossen 141 miteinander verbunden sind. Die Hochfrequenzspule 140 ist um eine Drehachse 176 drehbar, die der Längsachse 175 der Zylinderspule 120 und des Untersuchungsraums 110 entspricht und die parallel zur Ausrichtung bzw. Orientierung des Grundmagnetfeldes B0 zumindest im Bereich des Sichtfeldes 115 ist. Das Sichtfeld 115 des Untersuchungsraums 110 ist innerhalb der Hochfrequenzspule 140 angeordnet.
Die Hochfrequenzspule 140 eignet sich zum Einstrahlen hochfrequenter magnetischer Impulse. Nach dem Abschalten eines durch die Hochfrequenzspule 140 eingestrahlten magnetischen Wechselfeldes relaxieren die durch das magnetische Wechselfeld angeregten Kernspins nach charakteristischer Relaxationszeit und senden dabei Signale aus, die durch die Hochfrequenzspule 140 empfangen werden. Aus den durch die Hochfrequenzspule 140 empfangenen Signaldaten lässt sich durch mathematische Verfahren ein Abbild des im Sichtfeld 115 angeordneten Körperteils 116 des Patienten 111 rekonstruieren.
All dies sind für einen typischen MRT bekannte Merkmale und Funktionsweisen.
Die Bildgebungsanordnung 10 umfasst ferner ein Röntgensystem 200 mit einer Röntgenquelle 150 und einem Röntgendetektor 160. Die Röntgenquelle 150 und der Röntgendetektor 160 sind im dargestellten Ausführungsbeispiel im Zwischenraum 133 zwischen dem ersten Gradientenspulenteil 131 und dem zweiten Gradientenspulenteil 132 der Gradientenspule 130 im Untersuchungsraum 110 angeordnet.
Die Röntgenquelle 150 ist dazu ausgebildet, eine Röntgenstrahlung 220 auszusenden, der durch das Sichtfeld 115 verläuft und nach dem Durchlaufen des Sichtfelds 115 auf den Röntgendetektor 160 trifft. Das aus Röntgenquelle 150 und Röntgendetektor 160 gebildete Röntgensystem 200 erlaubt eine schnelle Erstellung von Röntgenbildern des im Sichtfeld 115 angeordneten Körperteils 116 des Patienten 111 mit hoher zeitlicher Auflösung.
Die Röntgenquelle 150 und der Röntgendetektor 160 sind mittels eines Lagers 170 drehbar um die Drehachse 176 gelagert und starr miteinander verbunden. Dabei besteht zwischen der Röntgenquelle 150 und dem Röntgendetektor 160 bezüglich einer Drehung um die Drehachse 176 eine Phasendifferenz von etwa 180 Grad. Die um die Drehachse 176 drehbare Anordnung des aus Röntgenquelle 150 und Röntgendetektor 160 gebildeten Röntgensystems 200 erlaubt es, den im Sichtfeld 115 des Untersuchungsraums 110 angeordneten Körperteil 116 des Patienten 111 aus unterschiedlichen Blickrichtungen zu durchstrahlen und damit Durchsichten des Körperteils 116 aus unterschiedlichen Blickrichtungen zu erstellen.
Durch die gemeinsame Anordnung der Hochfrequenzspule 140 des Magnetresonanztomographen 100 und des aus Röntgenquelle 150 und Röntgendetektor 160 gebildeten Röntgensystems 200 im Zwischenraum 133 um das Sichtfeld 115 ist sichergestellt, dass die mit den Methoden der Magnetresonanztomographie durch den Magnetresonanztomographen 100 und mit den Methoden der Röntgenuntersuchung durch das Röntgensystem 200 gewonnenen anatomischen Informationen zeitlich und räumlich konsistent sind. Die mit beiden Untersuchungsmodalitäten gewonnenen Informationen ergänzen sich dabei.
Die in 1 dargestellte Anordnung der Röntgenquelle 150 zwischen den Gradientenspulenteilen 131, 132 ist jedoch lediglich exemplarisch zu verstehen. Abweichend von der dargestellten Anordnung kann sie auch an anderer geeigneter Stelle des MRT 100 platziert sein. Bspw. für eine Double Donut Ausführung würde es sich anbieten, die Röntgenquelle zwischen den „Donuts“ anzuordnen. Für die Anwendung im Zusammenspiel mit einem MRT 100 ist es lediglich vorteilhaft, wenn die Anordnung der Röntgenquelle 150 derart erfolgt, dass mit ihr das gleiche Sichtfeld 115 abbildbar ist, wie mit dem MRT 100, und dass sie die Magnetfelder B0, B1 des MRT 100 nicht bzw. möglichst wenig störend beeinflusst. Die Röntgenquelle 150 kann also auch bspw. innerhalb der Gradientenspule 130 angeordnet sein. Der Röntgendetektor 160 wird dementsprechend positioniert, dass die von der Röntgenquelle 150 durch das Sichtfeld 115 gesendete Röntgenstrahlung 220 auf den Detektor 160 fällt.
Die Drehanoden-Röntgenröhre ist derart positioniert, dass es möglich wird, dasselbe Sichtfeld abzulichten wie mit dem MRT, d.h. dasselbe Areal des zu untersuchenden Objekts abzubilden. Damit wird es möglich, die mit den beiden unterschiedlichen Bildgebungsverfahren aufgenommenen Bilder sinnvoll miteinander zu vergleichen bzw. sie bspw. zu matchen. Wie in WO2014/044314A1 gezeigt kann die Drehanoden-Röntgenröhre hierzu in der zylindrischen Röhre platziert sein oder wie in US6591127B1 zwischen den beiden „Donuts“.
Bei der Röntgenquelle 150 handelt es sich um eine Drehanoden-Röntgenröhre, deren grundsätzliche Arbeitsweise als bekannt vorausgesetzt werden kann, weswegen hier auf eine detaillierte Erläuterung verzichtet und lediglich die prinzipielle Funktion zusammengefasst wird, um den Hintergrund der Erfindung deutlich zu machen. Dementsprechend wird in der 2, die eine Drehanoden-Röntgenröhre 150 im Magnetfeld B0 darstellt, lediglich eine Drehanode 151 der Röntgenröhre 150, ein Antrieb 152 der Drehanode 151 sowie eine Kathode 153 zur Bereitstellung der Elektronen, die auf die Anode 151 beschleunigt werden, schematisch dargestellt, während auf eine Darstellung der bekannten übrigen Komponenten der Drehanoden-Röntgenröhre 150 verzichtet wird.
Die 2 repräsentiert den in der 1 mit „II“ gekennzeichneten Bereich der Bildgebungsanordnung 10. Dabei kennzeichnen die mit B0 markierten Pfeile die Richtung des Grundmagnetfeldes B0 am Ort der Röntgenquelle 150.
In der 2 ist insbesondere ein Querschnitt durch einen Teil der Röntgenquelle 150 dargestellt, in dem sich die Drehanode 151 sowie der Drehanodenantrieb 152 der Röntgenquelle 150 befinden. Von der Röntgenquelle 150 selbst sind nur andeutungsweise zwei Außenwände 150 dargestellt. Die Kathode 153 stellt in bekannter Weise Elektronen bereit und eine von einer Spannungsquelle 161 bereit gestellte Hochspannung zwischen der Kathode 153 und der Anode 151 bewirkt, dass diese Elektronen in Form eines Elektronenstrahls 210 zur Anode 151 hin beschleunigt werden. Dort treffen sie in einem Anodenbrennfleck auf das Anodenmaterial, so dass die Röntgenstrahlung 220 erzeugt und emittiert wird. Dieses Konzept ist an sich bekannt.
Der Antrieb 152 arbeitet nach dem Prinzip eines Elektromotors und versetzt die Drehanode 151 in Rotation um eine Achse A. Der Antrieb 152 weist hierzu ein Lager 158 sowie eine hierin drehbar gelagerte Welle 159 auf, welche mit der Drehanode 151 verbunden ist, so dass diese um die Achse A rotieren kann. Weiterhin weist der Antrieb 152 zumindest eine Ankerspule 154’ mit einem elektrischen Leiter 155 mit einem ersten Ende 155a und einem zweiten Ende 155b sowie eine elektrische Energiequelle 156, bspw. eine Stromquelle, und eine Einspeisevorrichtung 157 zur Einspeisung eines Stroms von der Stromquelle 156 in die Spule 154’ auf. Die Spule 154’ bzw. der Leiter 155 ist fest mit der Welle 159 verbunden, so dass eine Kraftwirkung auf den Leiter 155 eine entsprechende Kraft bzw. ein Drehmoment auf die Welle 159 bewirkt und damit eine Rotation der Drehanode 151 auslöst.
Die Stromquelle 156 stellt in der ersten Ausführungsform eine Gleichspannung bereit und der entsprechende Gleichstrom wird über die Einspeisevorrichtung 157 in den elektrischen Leiter 155 eingespeist und bewirkt dort einen Stromfluss.
Die Einspeisevorrichtung 157 ist in der ersten Ausführungsform als Kommutator ausgebildet und weist einen ersten Schleifkontakt 157a und einen zweiten Schleifkontakt 157b auf. Bekanntermaßen arbeitet ein Kommutator 157 derart, dass in einer ersten Halbperiode der erste Schleifkontakt 157a in elektrischem Kontakt mit dem ersten Ende 155a des Leiters 155 und gleichzeitig der zweite Schleifkontakt 157b in elektrischem Kontakt mit dem zweiten Ende 155b des Leiters 155 ist. In der zweiten Halbperiode ist der erste Schleifkontakt 157a in elektrischem Kontakt mit dem zweiten Leiterende 155b und gleichzeitig ist der zweite Schleifkontakt 157b in elektrischem Kontakt mit dem ersten Leiterende 155a. Dies bewirkt, dass die anliegende Gleichspannung eine Wechselspannung in dem Leiter 155 erzeugt.
Der Antrieb 152 bzw. der Elektromotor 152 wird nun unter Zuhilfenahme des ohnehin vorhandenen MRT-Grundmagnetfeldes B0 betrieben, welches in dieser Anwendung also als Statorfeld des Elektromotors 152 fungiert. Dementsprechend kann der Antrieb 152 im Unterschied zu gängigen Elektromotoren auf Komponenten zur Erzeugung des Statorfeldes verzichten. Bekanntermaßen bewirkt der Stromfluss durch den Leiter 155 der Spule 154’ bei entsprechender Ausrichtung des Leiters 155 im Magnetfeld B0 eine Lorentzkraft auf den Leiter 155. Dies erfolgt insbesondere dann, wenn der Leiter 155 zumindest einen Abschnitt aufweist, der zumindest nicht parallel, idealerweise aber senkrecht zum Feldvektor des Magnetfeldes B0 ausgerichtet ist. In den in den 2, 3 gezeigten Ausführungsbeispielen weist der Leiter 155 zwei Abschnitte auf, die in x-Richtung und damit senkrecht zur z-Richtung des Grundmagnetfeldes B0 ausgerichtet sind. Auf diese Abschnitte wirkt eine von Null verschiedene Lorentzkraft.
Die auf die Spule 154’ und den Leiter 155 der 2 wirkende Lorentzkraft bewirkt ein Drehmoment, welches aufgrund der festen Verbindung des Leiters 155 mit der Welle 159 die Rotation der Drehanode 151 begründet.
Die Nutzung des Grundmagnetfeldes B0 des MRT als Statorfeld erlaubt, dass der Elektromotor 152 ohne Komponenten zur Erzeugung des zum Betrieb benötigten Statorfeldes verwendet werden kann, da das Grundmagnetfeld B0 als Statorfeld fungiert. Der Elektromotor 152 kommt somit ohne ferro- und/oder permanentmagnetische Teile aus.
In der obigen Beschreibung sowie in der 2 besteht der Rotor 154 des Elektromotors 152 im Grunde allein aus der Spule 154’. Es könnte daran gedacht werden, dass der Rotor 154 einen Träger 154‘‘ oder Rahmen 154‘‘ bspw. aus einem Kunststoff aufweist, auf dem die Spule 154‘ befestigt wird, um eine erhöhte Stabilität zu erreichen. Der Träger 154‘‘ könnte zylinderförmig sein und würde seinerseits fest mit der Welle 159 und/oder der Drehanode 151 verbunden.
Der Leiter 155 ist in der 2 in seiner einfachsten Ausführungsform mit lediglich einer Windung dargestellt, es sind jedoch natürlich auch kompliziertere Geometrien denkbar, bspw. eine Spule mit einer Vielzahl von Windungen und/oder mehrere winkelversetzte Spulen, wie sie in herkömmlichen Elektromotoren zum Einsatz kommen.
Die Wicklung 155 der Ankerspule 154’ ist über den Kommutator 157 an die Strom- bzw. Spannungsquelle 156 angeschlossen. Der Kommutator 157 kann Schleifkontakte wie bspw. Bürsten aufweisen.
Für den Fall, dass die Stromquelle 156 als Gleichstromquelle ausgebildet ist und der Antrieb 152 entsprechend als permanenterregter Gleichstrommotor arbeitet, funktioniert der Kommutator 157 als sogenannter Polwender, der in der Spule 154’ einen drehzahlabhängigen Wechselstrom erzeugt. Dieses Funktionsprinzip eines Gleichstrom- oder auch Kommutatormotors ist bekannt.
Wie in der 2 exemplarisch angedeutet, kann die Kathode 153 bzgl. der Anode derart positioniert sein, dass sich der Elektronenstrahl 210 parallel zum Feldvektor der magnetischen Induktion B0 des MRT 100, d.h. parallel zu den in der 2 gezeigten Pfeilen B0 ausbreitet. Bei exakt paralleler Ausrichtung von Elektronenstrahl und Magnetfeld würde die Lorentzkraft auf die Elektronen des Elektronenstrahls verschwinden, so dass der Anodenbrennfleck vergleichsweise exakt und einfach anvisiert werden kann.
Ein entsprechender, das MRT-Grundmagnetfeld B0 nutzender Elektromotor 152 zum Antrieb der Drehanode 151 der Drehanoden-Röntgenröhre 150 kann jedoch ebenfalls mit Wechselstrom betrieben werden. Diese zweite Ausführungsform ist in der 3 dargestellt. Da die erste und die zweite Ausführungsform bis auf die Tatsache, dass die Stromquelle 156 in der ersten Ausführungsform eine Gleichspannung und in der zweiten Ausführungsform eine Wechselspannung bereitstellt, weitestgehend identisch sind, wird auf eine detaillierte Beschreibung der zweiten Ausführungsform verzichtet, um Wiederholungen zu vermeiden. Die grundsätzliche Funktionsweise und die wesentlichen Komponenten der Röntgenquelle 150 entsprechen denjenigen der ersten Ausführungsform. Dabei kennzeichnen gleiche Bezugszeichen gleiche Komponenten.
Bei Vorhandensein einer Gleichspannung musste mit Hilfe des Kommutators 157 dafür gesorgt werden, dass in der Spule 154’ bzw. im Leiter 155 von einer Wechselspannung durchflossen wird, um die vollständige Rotation zu gewährleisten. Bei Vorhandensein einer Wechselspannung ist es ausreichend, die Wechselspannung über eine einfachere Einspeisevorrichtung 157 in den Leiter 155 zu führen. Dabei weist die Einspeisevorrichtung 157 wieder einen ersten Schleifkontakt 157a und einen zweiten Schleifkontakt 157b auf und der Leiter 155 hat wiederum zwei Enden 155a und 155b. Im Unterschied zur ersten Ausführungsform ist das Ende 155a ständig, d.h. für beide Halbperioden der Rotation, in Kontakt mit dem Schleifkontakt 157a, während das Leiterende 155b in ständigem Kontakt mit dem Schleifkontakt 157b ist.
Ein solcher Elektromotor 12 der zweiten Ausführungsform könnte bspw. nach dem Prinzip einer Synchronmaschine arbeiten, wobei an deren Rotor 154 eine oder mehrere Spulen 154‘ befestigt sein können, die über die Schleifkontakte 157a, 157b von der Wechselspannungsquelle 156 mit einer entsprechenden ein- oder mehrphasigen Wechselspannung versorgt werden, deren Frequenz sich an der Rotationsfrequenz des Rotors 154 orientiert. Auch hier dient das permanente MRT-Grundmagnetfeld B0 als Statorfeld und die Wechselwirkung von Statorfeld und der bzw. den wechselstromdurchflossenen Spulen 154‘ des Rotors 154 bewirkt, dass der Rotor 154 und mit ihm die Drehanode 151 in Rotation versetzt wird.
Vorzugsweise weist der Antrieb 152 zumindest zwei, idealerweise drei Ankerspulen 154’ mit entsprechenden elektrischen Leitern auf. Entsprechend dieser Spulenausprägung kann als Energiequelle 156 im Falle einer kommutativen Einspeisevorrichtung 157 eine konstante Spannungsquelle wie in 2 oder im Falle einer nicht kommutativen Einspeisevorrichtung 157 eine gesteuerte Wechselspannungsquelle 156 benutzt werden, wie in der Ausführungsform der 3 angedeutet. Dabei ist ein dreiphasiger und dementsprechend dreispuliger Antrieb 152 vorzuziehen, da dieser insbesondere bezüglich Verschleiß und Leistung anderen Antrieben überlegen ist.
Es sind auch andere Ausführungsformen von Elektromotoren denkbar, die zum Betrieb ein permanentes Magnetfeld benötigen. Dieses permanente Magnetfeld kann durch das MRT-Grundmagnetfeld B0 realisiert sein.
ZITATE ENTHALTEN IN DER BESCHREIBUNG
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Zitierte Patentliteratur

WO 2014/044314 A1 [0002, 0040, 0055]
US 6591127 B1 [0002, 0040, 0055]
DE 102011083064 A1 [0005]

Claims

MRT-kompatibler Antrieb (152) für eine Drehanode (151) einer Drehanoden-Röntgenröhre (150), aufweisend einen permanenterregten Elektromotor (152), welcher einen Rotor (154) aufweist, der – in einem magnetischen Statorfeld des Elektromotors (152) um eine Rotationsachse A rotierbar ist, – mit der Drehanode (151) derart verbunden ist, dass die Drehanode (151) bei Rotation des Rotors (154) um die Rotationsachse A mit rotiert, wobei – am Rotor (154) zumindest eine Spule (154‘) mit einem elektrischen Leiter (155) befestigt ist, durch den ein Stromfluss von einer Stromquelle (156) geleitet werden kann, so dass bei Stromfluss durch den Leiter (155) durch Wechselwirkung mit dem magnetischen Statorfeld eine ein Drehmoment auf den Rotor (154) bewirkende Lorentzkraft auf den Leiter (155) der Spule (154‘) generiert wird, dadurch gekennzeichnet, dass der Elektromotor (152) ausgebildet ist, um als Statorfeld ein Magnetfeld des MRT (100) zu nutzen.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach Anspruch 1, dadurch gekennzeichnet, dass der Elektromotor (152) keine Komponenten zur Erzeugung des Statorfeldes aufweist.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Rotor (154) keine ferromagnetischen und/oder permanentmagnetischen Materialien aufweist.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass das Magnetfeld ein Grundmagnetfeld B0 des MRT (100) ist.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Elektromotor (152) ein Gleichstrommotor und die Stromquelle (156) eine Gleichstromquelle ist.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach Anspruch 5, dadurch gekennzeichnet, dass die Spule (154‘) über einen Kommutator (157) mit der Stromquelle (156) verbunden ist.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach einem der Ansprüche 1 bis 4, dadurch gekennzeichnet, dass der Elektromotor (152) ein Wechselstrommotor und die Stromquelle (156) eine Wechselstromquelle ist.
MRT-kompatibler Antrieb (152) nach einem der vorhergehenden Ansprüche, dadurch gekennzeichnet, dass der Rotor (154) eine Träger (154‘‘) aufweist, an dem die Spule (154‘) befestigt ist und der mit der Drehanode (151) derart verbunden ist, dass die Drehanode (151) bei Rotation des Rotors (154) um die Rotationsachse A mit rotiert.
Drehanoden-Röntgenröhre (150) mit einem MRT-kompatiblen Antrieb (152) nach einem der Ansprüche 1 bis 8 und mit einer durch den MRT-kompatiblen Antrieb (152) in Rotation versetzbaren Drehanode (151).
Drehanoden-Röntgenröhre (150) nach Anspruch 9, dadurch gekennzeichnet, dass die Drehanoden-Röntgenröhre (150) eine Kathode (153) zur Bereitstellung von zu beschleunigenden Elektronen aufweist, wobei – zur Beschleunigung der bereitgestellten Elektronen von der Kathode (153) zur Drehanode (151) eine Hochspannung zwischen der Kathode (153) und der Drehanode (151) anlegbar ist, – die Kathode (153) und die Drehanode (151) derart zueinander angeordnet sind, dass eine Bewegungsrichtung der beschleunigten Elektronen senkrecht zur Rotationsachse A orientiert ist.
Bildgebungsanordnung (10) zur Abbildung eines Objekts (111) mit einem Magnetresonanztomographen (100) und mit einer Drehanoden-Röntgenröhre (150) nach Anspruch 9, wobei sich die Drehanoden-Röntgenröhre (150) im Wirkungsbereich eines Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen (100) befindet.
Bildgebungsanordnung (10) nach Anspruch 11, dadurch gekennzeichnet, dass der Magnetresonanztomograph (100) und die Drehanoden-Röntgenröhre (150) derart zueinander angeordnet und orientiert sind, dass der Magnetresonanztomograph (100) und die Drehanoden-Röntgenröhre (150) im Wesentlichen dasselbe Sichtfeld (115) abbilden.
Bildgebungsanordnung (10) nach Anspruch 11 oder 12, dadurch gekennzeichnet, dass die Drehanoden-Röntgenröhre (150) innerhalb eines Untersuchungsraums (110) des Magnetresonanztomographen (100) angeordnet ist.
Bildgebungsanordnung (10) nach einem der Ansprüche 11 bis 13, dadurch gekennzeichnet, dass der Magnetresonanztomograph (100) und die Drehanoden-Röntgenröhre (150) derart zueinander angeordnet und orientiert sind, dass die Rotationsachse A der Drehanode (151) und des Rotors (154) nicht parallel zur Richtung des Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen (100) und insbesondere senkrecht zur Richtung des Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen (100) orientiert ist.
Bildgebungsanordnung (10) nach einem der Ansprüche 11 bis 14, dadurch gekennzeichnet, dass die Drehanoden-Röntgenröhre (150) eine Elektronenquelle (153) zur Bereitstellung von Elektronen aufweist, welche von der Elektronenquelle (153) zur Drehanode (151) hin beschleunigbar sind, wobei der Magnetresonanztomograph (100) und die Drehanoden-Röntgenröhre (151) derart zueinander angeordnet und orientiert sind, dass eine Bewegungsrichtung der von der Elektronenquelle (153) zur Drehanode (151) beschleunigten Elektronen parallel zur Richtung des Magnetfeldes des Magnetresonanztomographen (100) orientiert ist.