DE3900146A1

DE3900146A1 - Power supply device for an X-ray CT scanner

Info

Publication number: DE3900146A1
Application number: DE19893900146
Authority: DE
Inventors: Mitsuru Yahata; Shigeru Tanaka
Original assignee: Toshiba Corp
Current assignee: Toshiba Corp
Priority date: 1988-01-08
Filing date: 1989-01-04
Publication date: 1989-07-20

Abstract

A rectifier (13) forms a DC from the mains AC, and this DC is converted into AC voltages using invertors (14a, 14b). The AC voltages are fed to transformers (16a, 16b) and increased to an intermediate value (for example from 1 to 20 kV). The intermediate voltages are applied to voltage multipliers (20a, 20b) via a slipring (17) located between a stationary section and a rotating section of a frame (1), both of which voltage multipliers lie inside the rotating section. They change the intermediate voltages to high positive and negative voltage values (for example from +/- 60 to +/- 70 kV). The positive voltage is applied to the anode (22) and the negative voltage is applied to the cathode (23), respectively, of an X-ray tube (21). The two voltage multipliers (20a, 20b) are mutually independent units. They and the X-ray tube (21) are located in the annular housing of the rotating section in circular arrangement and with an angular separation of 120@. Between the voltage multipliers and the X-ray tube, a heat exchanger (24) for the X-ray tube (21), a voltage source (25) and a control device (26) which is supplied by the voltage source (25) are arranged, likewise at a separation of 120@. <IMAGE>

Description

Die Erfindung betrifft eine Stromversorgungseinrichtung für einen Röntgen-CT-Scanner, mit deren Hilfe an die Röntgen röhre eine Hochspannung gelegt wird, um mit der Röntgen röhre eine Röntgenstrahl-Exposition vorzunehmen. Die Rönt genröhre befindet sich in einem drehenden Abschnitt, der mit Hilfe eines Schleifrings drehbar in einem Gestell des CT-Scanners gelagert ist.The invention relates to a power supply device for an x-ray CT scanner, with the help of the x-ray tube a high voltage is placed around with the x-ray tube to carry out an X-ray exposure. The X-ray Genre is in a rotating section that with the help of a slip ring rotatable in a frame of the CT scanner is stored.

Herkömmliche Stromversorgungseinrichtungen für Röntgen-CT- Scanner werden in zwei Typen klassifiziert, abhängig von der Stehspannung des Schleifrings. Der erste Typ ist der sogenannte "Hochspannungs-Schleifring-Typ" und der zweite Typ ist der sogenannte "Niederspannungs-Schleifring-Typ". Beim Hochspannungs-Schleifring-Typ wird eine durch einen externen Hochspannungsgenerator erzeugte Hochspannung an den drehenden Abschnitt des CT-Scanners gelegt. Dies ge schieht über einen Schleifring, der eine hohe Stehspannung aufweist. Die Hochspannung umfaßt positive und negative Spannungswerte zwischen ±60 kV und ±70 kV, die an die Anode bzw. die Kathode der Röntgenröhre gelegt werden. Beim Nie derspannungs-Schleifring-Typ befindet sich innerhalb des drehenden Abschnitts der Anlage ein Hochspannungsgenerator, und die dem Netz entnommene, relativ niedrige Spannung (z.B. zwischen 200 und 400 V) wird an den Hochspannungsge nerator gelegt, so daß dieser die niedrige Spannung in die benötigte Hochspannung umsetzt.Conventional power supplies for X-ray CT Scanners are classified into two types, depending on the withstand voltage of the slip ring. The first type is the so-called "high voltage slip ring type" and the second Type is the so-called "low voltage slip ring type". In the high-voltage slip ring type, one is replaced by one external high voltage generator generated high voltage the rotating section of the CT scanner. This ge shoots over a slip ring that has a high withstand voltage having. The high voltage includes positive and negative Voltage values between ± 60 kV and ± 70 kV applied to the anode or the cathode of the X-ray tube. Never the voltage slip ring type is within the rotating section of the plant a high voltage generator, and the relatively low voltage taken from the network (e.g. between 200 and 400 V) is connected to the high voltage nerator so that this low voltage in the converts the required high voltage.

Wird ein Hochspannungs-Schleifring-Typ verwendet, so muß der Schleifring gasisoliert oder ölisoliert sein, da die angelegte Spannung hoch ist. Es ist allerdings schwierig, den Schleifring entweder luftdicht gegenüber dem Isoliergas oder flüssigkeitsdicht gegenüber dem Isolieröl zu machen. Um die Luftdichtigkeit oder die Flüssigkeitsdichtigkeit zu erreichen, muß der Schleifring eine spezielle Struktur auf weisen und ist deshalb teuer.If a high-voltage slip ring type is used, then must the slip ring can be gas-insulated or oil-insulated, since the applied voltage is high. However, it is difficult the slip ring either airtight against the insulating gas or to make it leakproof against the insulating oil. To airtightness or liquid tightness too the slip ring must have a special structure point and is therefore expensive.

Der Niederspannungs-Schleifring-Typ erfordert einen Hoch spannungsgenerator (z.B. einen Transformator) in dem dre henden Abschnitt. Damit wird das Drehteil unvermeidlich groß und schwer. Folglich muß ein solcher Röntgen-CT-Scan ner ein großes und starkes Gestell haben, welches das Dreh teil zu lagern vermag. Da die Stehspannung des Schleifrings gering ist, muß über diesen ein starker Strom (z.B. 50 bis 200 A) an den Hochspannungsgenerator gegeben werden. Fließt durch den Schleifring ein starker Strom, so erzeugt der Schleifring beträchtlich viel Wärme. Ein Wärmetauscher muß vorgesehen werden, um diese Wärme von der Röntgenröhre des CT-Scanners zu strahlen. Außerdem ist das Drehteil wegen des schweren Hochspannungsgenerators in dem Drehteil nicht ausreichend ausgewuchtet. Folglich ist es notwendig, ein Ausgleichsgewicht in dem Drehteil vorzusehen, um das Dreh teil angemessen auszuwuchten. Das hohe Gewicht macht ein noch größeres und stärkeres Gestell notwendig.The low voltage slip ring type requires a high voltage generator (e.g. a transformer) in the dre section. This makes the turned part inevitable big and heavy. Hence, such an X-ray CT scan ner have a large and strong frame, which the rotation can store part. Because the withstand voltage of the slip ring is low, a strong current (e.g. 50 to 200 A) are given to the high voltage generator. Flows a strong current through the slip ring, so generates the Slip ring considerable heat. A heat exchanger must be provided to this heat from the x-ray tube of the Radiate CT scanners. In addition, the turned part is because the heavy high voltage generator in the rotating part is not adequately balanced. Consequently, it is necessary to Balance weight in the rotating part to provide the rotation part properly balanced. The high weight can even bigger and stronger frame necessary.

Aufgabe der Erfindung ist es, eine kleine und billige Stromversorgungseinrichtung für einen Röntgen-CT-Scanner anzugeben, die keine Schleifringe mit hoher Stehspannung und entsprechender Isolation benötigt. Dadurch soll die Be lastung des Drehteils des CT-Scanners verringert werden, und dennoch soll eine ausreichend hohe Spannung für den Be trieb der Röntgenröhre zur Verfügung stehen.The object of the invention is a small and cheap Power supply device for an X-ray CT scanner specify that no slip rings with high withstand voltage and appropriate insulation is required. As a result, the Be load on the rotating part of the CT scanner can be reduced, and yet a sufficiently high voltage for the Be X-ray tube drive are available.

Ferner ist es Aufgabe der Erfindung, eine Stromversorgungs einrichtung für einen Röntgen-CT-Scanner zu schaffen, deren Bauteile in dem Drehteil des CT-Scanners derart angeordnet sind, daß das Drehteil gut ausgewuchtet ist.It is also an object of the invention to provide a power supply to create a facility for an X-ray CT scanner, the Components arranged in the rotating part of the CT scanner are that the turned part is well balanced.

Diese Aufgabe wird durch die in den Ansprüchen angegebene Erfindung gelöst, wobei die abhängigen Ansprüche vorteil hafte Weiterbildungen der Erfindung angeben. Der CT-Scanner enthält ein Drehteil, welches eine Röntgenröhre enthält, einen ortsfesten Abschnitt, der das Drehteil so lagert, daß sich dieses um den abzutastenden Patienten herum drehen kann, einen außerhalb des Drehteils befindlichen Transfor mator, der die Netzspannung in eine erste Spannung umsetzt und eine Spannungsvervielfacherschaltung innerhalb des Drehteils zum Vervielfachen der ersten Spannung, um eine zweite Spannung zu erhalten, die für den Betrieb der Rönt genröhre ausreichend hoch ist.This object is achieved by the one specified in the claims Invention solved, the dependent claims advantageous specify advanced developments of the invention. The CT scanner contains a turned part, which contains an x-ray tube, a fixed section that supports the rotating part so that rotate around the patient to be scanned can, a Transfor located outside the rotating part mator, which converts the mains voltage into a first voltage and a voltage multiplier circuit within the Rotating part for multiplying the first voltage by one to obtain second voltage necessary for the operation of the X-ray is sufficiently high.

Im folgenden werden Ausführungsbeispiele der Erfindung an hand der Zeichnung näher erläutert. Es zeigen:The following are exemplary embodiments of the invention hand of the drawing explained in more detail. Show it:

Fig. 1 eine perspektivische Ansicht eines Röntgen-CT- Scanners, Fig. 1 is a perspective view of an X-ray CT scanner,

Fig. 2 ein Blockdiagramm einer Stromversorgungseinrich tung für einen Röntgen-CT-Scanner gemäß einer ersten Ausführungsform der Erfindung, Fig. 2 is a block diagram of a Stromversorgungseinrich processing for an X-ray CT scanner according to a first embodiment of the invention,

Fig. 3 ein Diagramm, das zeigt, wie die Bauteile des Röntgen-CT-Scanners in dem Drehteil des Scanners angeordnet sind, Fig. 3 is a diagram showing how the components of the X-ray CT scanner are arranged in the rotary part of the scanner,

Fig. 4 eine Schaltungsskizze der bei der ersten Ausfüh rungsform der Erfindung verwendeten Spannungsver vielfacherschaltung, Fig. 4 is a circuit diagram that in the first exporting the invention Spannungsver used approximately form multiple circuit,

Fig. 5 eine Schaltungsskizze einer modifizierten Spannungs vervielfacherschaltung, und Fig. 5 is a circuit diagram of a modified voltage multiplier circuit, and

Fig. 6 ein Diagramm, welches zeigt, wie die Bauteile eines der dritten Generation zuzurechnenden Röntgen-CT- Scanners, bei dem die Erfindung eingesetzt wird, in dem Drehteil angeordnet sind. Fig. 6 is a diagram showing how the components of a third generation X-ray CT scanner, in which the invention is used, are arranged in the rotating part.

Fig. 1 zeigt das äußere Erscheinungsbild eines Röntgen-CT- Scanners. Der Scanner besitzt ein Rahmengestell 1 und ein Bett 3. Das Rahmengestell 1 besitzt eine große Öffnung 6. Es enthält einen ortsfesten Abschnitt und ein Drehteil, welches drehbar in dem ortsfesten Abschnitt gelagert ist. Das Drehteil enthält eine Röntgenröhre und dergleichen. Das Drehteil ist mit dem stationären Abschnitt über einen Schleifkontakt verbunden, z.B. über einen Schleifring, so daß von dem stationären Abschnitt Strom in das Drehteil ge schickt werden kann. Das Bett 3 besitzt einen Mechanismus zum Bewegen einer oberen Platte 2 nach oben und nach unten, außerdem einen Mechanismus zum Bewegen der oberen Platte 2 in horizontaler Richtung, so daß der auf der Platte 2 lie gende Patient in die öffnung 6 des Rahmengestells hinein und aus ihr heraus bewegt werden kann. Fig. 1 shows the external appearance of an X-ray CT scanner. The scanner has a frame 1 and a bed 3 . The frame 1 has a large opening 6 . It contains a fixed section and a rotating part which is rotatably mounted in the fixed section. The rotating part includes an X-ray tube and the like. The rotating part is connected to the stationary section via a sliding contact, for example via a slip ring, so that current can be sent from the stationary section to the rotating part. The bed 3 has a mechanism for moving an upper plate 2 up and down, and a mechanism for moving the upper plate 2 in a horizontal direction so that the patient lying on the plate 2 lying in and out of the opening 6 of the frame you can be moved out.

Fig. 2 ist ein Blockdiagramm, welches die wesentlichen Bau teile der ersten Ausführungsform einer erfindungsgemäßen Stromversorgungseinrichtung zeigt. Eine herkömmliche Netz spannungsversorgung 12 liefert einen Drehstrom an einen Gleichrichter 13. Der Gleichrichter 13 wandelt diesen Dreh strom in Gleichstrom um. Der Ausgang des Gleichrichters 13 ist an zwei Spannungsversorgungseinheiten angeschlossen. Die erste Einheit ist so ausgebildet, daß sie eine positive Spannung an die Anode einer Röntgenröhre 21 legt, während die zweite Spannung so ausgelegt ist, daß sie eine negative Spannung an die Kathode der Röntgenröhre 21 legt. Bei dem vom Netz 12 gelieferten Strom muß es sich nicht unbedingt um einen Drehstrom handeln. Es kann auch ein einphasiger Wechselstrom sein, oder gar ein Gleichstrom. Bei einem Gleichstrom entfällt der Gleichrichter 13. Fig. 2 is a block diagram showing the essential construction parts of the first embodiment of a power supply device according to the invention. A conventional mains voltage supply 12 supplies a three-phase current to a rectifier 13 . The rectifier 13 converts this three-phase current into direct current. The output of the rectifier 13 is connected to two voltage supply units. The first unit is designed to apply a positive voltage to the anode of an X-ray tube 21 , while the second voltage is designed to apply a negative voltage to the cathode of the X-ray tube 21 . The current supplied by the network 12 does not necessarily have to be a three-phase current. It can also be a single-phase alternating current, or even a direct current. In the case of a direct current, the rectifier 13 is omitted.

Das von dem Gleichrichter 13 gelieferte Gleichstromsignal gelangt an die Wechselrichter 14 a und 14 b in der ersten bzw. der zweiten Spannungsversorgungseinheit. Jeder Wechselrichter bildet aus der Gleichspannung eine Wechsel spannung (z.B. 200 V) mit einer vorbestimmten Frequenz. Die von dem Wechselrichter 14 a gelieferte Wechselspannung ge langt auf einen in der ersten Spannungsversorgungseinheit befindlichen Transformator 16 a, und die von dem Wechsel richter 14 b gelieferte Wechselspannung gelangt an den Transformator 16 b in der zweiten Spannungsversorgungsein heit. Beide Transformatoren transformieren die Eingangs spannung auf eine Zwischenspannung hoch (z.B. 1 bis 20 kV).The direct current signal supplied by the rectifier 13 reaches the inverters 14 a and 14 b in the first and the second voltage supply unit, respectively. Each inverter forms an alternating voltage (eg 200 V) with a predetermined frequency from the direct voltage. The supplied AC voltage a ge of the inverter 14 reaches a located in the first voltage supply unit transformer 16 a, and b of the inverter 14 supplied AC voltage is applied to the transformer 16 b in the second integrated Spannungsversorgungsein. Both transformers transform the input voltage up to an intermediate voltage (eg 1 to 20 kV).

Das Netz 12, der Gleichrichter 13, die Wechselrichter 14 a und 14 b und die Transformatoren 16 a und 16 b befinden sich außerhalb des Rahmengestells oder innerhalb des ortsfesten Abschnitts des Rahmengestells 1, wohingegen die Röntgen röhre 21 und Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b in der er sten bzw. der zweiten Spannungsversorgungseinheit innerhalb des Drehteils des Rahmengestells 1 angeordnet sind. Deshalb werden die von den Sekundärwicklungen der Transformatoren 16 a und 16 b gelieferten Zwischenspannungen über einen Schleifring 17, der sich zwischen dem stationären Abschnitt unter dem Drehteil befindet, an die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b gegeben. Die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b erzeugen eine Hochspannung von beispielsweise +60 bis +70 kV bzw. eine Hochspannung von beispielsweise -60 bis -70 kV. Zum Warmlaufen wird eine Spannung von ±40 bis ±75 kV erzeugt. Die von dem Vervielfacher 20 a gelieferte positive Spannung wird an die Anode 22 der Röntgenröhre 21 gegeben und die negative Spannung vom Vervielfacher 20 b wird an die Kathode 23 der Röntgenröhre 21 gelegt. Letztere strahlt auf den Patienten einen fächerförmigen Röntgenstrahl ab. Der Schleifring 17 umfaßt zwei konzentrische Ringe und eine an einem dieser Ringe montierte Bürste, welche die beiden Ringe elektrisch verbindet.The network 12 , the rectifier 13 , the inverters 14 a and 14 b and the transformers 16 a and 16 b are outside the frame or within the fixed section of the frame 1 , whereas the X-ray tube 21 and voltage multiplier 20 a and 20 b in he most or the second voltage supply unit are arranged within the rotating part of the frame 1 . Therefore, the intermediate voltages supplied by the secondary windings of the transformers 16 a and 16 b are given to the voltage multipliers 20 a and 20 b via a slip ring 17 , which is located between the stationary section under the rotating part. The voltage multipliers 20 a and 20 b generate a high voltage of, for example, +60 to +70 kV or a high voltage of, for example, -60 to -70 kV. A voltage of ± 40 to ± 75 kV is generated for warming up. The positive voltage supplied by the multiplier 20 a is given to the anode 22 of the x-ray tube 21 and the negative voltage from the multiplier 20 b is applied to the cathode 23 of the x-ray tube 21 . The latter emits a fan-shaped X-ray on the patient. The slip ring 17 comprises two concentric rings and a brush mounted on one of these rings which electrically connects the two rings.

Der Spannungsvervielfacher 20 a zum Erzeugen der Anodenspan nung der Röntgenröhre 21 und der Spannungsvervielfacher 20 b zum Erzeugen der Kathodenspannung der Röntgenröhre 21 sind separate Bauteile, die unabhängig voneinander arbeiten. Die den Vervielfacher 20 a enthaltende Komponente besitzt außer dem eine Heizschaltung für die Heizung der Röntgenröhre 21. Wie Fig. 3 zeigt, befinden sich die Teile innerhalb des ringförmigen Gehäuses des Drehteils 1 b, und zwar in gleich mäßigen gegenseitigen Abständen. Bei dem Röntgen-CT-Scanner nach Fig. 3 handelt es sich um einen Scanner der sogenann ten vierten Generation. Die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b und die Röntgenröhre 21 befinden sich sämtlich inner halb des ringförmigen Gehäuses und haben einen Winkelab stand von 120°. Weiterhin sind ebenfalls in dem Gehäuse ein Wärmetauscher 24, eine Spannungsquelle 25 und eine Steue rung 26, die von der Spannungsquelle 25 gespeist wird, zwi schen den Spannungsvervielfachern 20 a und 20 b und der Rönt genröhre 21 angeordnet. Die Röntgenröhre 21, die Steuerung 26, der Spannungsvervielfacher 20 a, die Spannungsquelle 25, der Spannungsvervielfacher 20 b und der Radiator 24 sind in der genannten Reihenfolge auf einem Kreis angeordnet und haben einen gegenseitigen Winkelabstand von 60°.The voltage multiplier 20 a for generating the anode voltage of the x-ray tube 21 and the voltage multiplier 20 b for generating the cathode voltage of the x-ray tube 21 are separate components that work independently of one another. The component containing the multiplier 20 a also has a heating circuit for heating the X-ray tube 21 . As shown in Fig. 3, the parts are located within the annular housing of the rotating part 1 b , in fact at equal mutual distances. The X-ray CT scanner according to FIG. 3 is a scanner of the so-called fourth generation. The voltage multiplier 20 a and 20 b and the X-ray tube 21 are all inside the ring-shaped housing and have a Winkelab stood of 120 °. Furthermore, a heat exchanger 24 , a voltage source 25 and a control 26 , which is fed by the voltage source 25 , between the voltage multipliers 20 a and 20 b and the X-ray tube 21 are also arranged in the housing. The X-ray tube 21 , the controller 26 , the voltage multiplier 20 a , the voltage source 25 , the voltage multiplier 20 b and the radiator 24 are arranged in the order mentioned on a circle and have a mutual angular distance of 60 °.

Die beiden Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b sind in Fig. 4 als Cockcroft-Walton-Schaltungen dargestellt. Jede Cock croft-Walton-Schaltung enthält Brückenschaltungen, die je weils aus Dioden D und Kapazitäten C bestehen, die in der in Fig. 4 dargestellten Weise miteinander verschaltet sind. Die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b erzeugen eine für die Röntgenstrahl-Exposition benötigte Hochspannung, wenn das Spannungsausgangssignal von der Sekundärwicklung des Transformators 16 a bzw. 16 b über den Schleifring 17 an ihre Eingangsanschlüsse gelegt wird. An die Anode 22 wird eine Spannung von +60 bis +70 kV gelegt, während an die Kathode 23 der Röntgenröhre 21 eine Spannung von -60 bis -70 kV ge legt wird. Der Wärmetauscher 24 ist mit der Röntgenröhre 21 über Ölschläuche 24 a und 24 b verbunden, so daß von dem als Kühlmittel für die Röntgenröhre verwendeten Isolieröl Wärme abgestrahlt wird. Die Steuerung 26 steuert die Optik des Röntgensystems, z.B. den (nicht gezeigten) Kollimator, der in die Röntgenröhre 21 eingebaut ist, um den Durchmesser des Röntgenstrahls einzustellen, den die Röntgenröhre 21 in Richtung auf den Patienten abgibt.The two voltage multipliers 20 a and 20 b are shown in Fig. 4 as Cockcroft-Walton circuits. Each cock croft-Walton circuit contains bridge circuits, each consisting of diodes D and capacitors C , which are interconnected in the manner shown in FIG. 4. The voltage multipliers 20 a and 20 b generate a high voltage required for the X-ray exposure if the voltage output signal from the secondary winding of the transformer 16 a or 16 b is applied via the slip ring 17 to their input connections. A voltage of +60 to +70 kV is applied to the anode 22 , while a voltage of -60 to -70 kV is applied to the cathode 23 of the X-ray tube 21 . The heat exchanger 24 is connected to the X-ray tube 21 via oil hoses 24 a and 24 b , so that heat is radiated from the insulating oil used as a coolant for the X-ray tube. The controller 26 controls the optics of the x-ray system, such as the collimator (not shown) built into the x-ray tube 21 , to adjust the diameter of the x-ray beam that the x-ray tube 21 emits toward the patient.

Das Gewicht der Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b beträgt jeweils etwa 30 kg. Die Röntgenröhre 21 wiegt ebenfalls etwa 30 kg. Der Wärmetauscher 24, die Spannungsquelle 25 und die Steuerung 26 wiegen insgesamt etwa 15 kg. Diese Bauteile 20 a, 20 b, 21, 24, 25 und 26 sind - wie beschrieben - auf einem Kreis angeordnet und haben einen gegenseitigen Winkelabstand von 60°. Damit ist das Drehteil 1 b gut ausba lanciert. Der in Fig. 3 gezeigte Röntgen-CT-Scanner, bei dem es sich um ein Gerät der vierten Generation handelt, besitzt einen (nicht gezeigten) Röntgendetektor, der ring förmig gestaltet ist und sich innerhalb des ortsfesten Ab schnitts befindet.The weight of the voltage multiplier 20 a and 20 b is about 30 kg each. The x-ray tube 21 also weighs about 30 kg. The heat exchanger 24 , the voltage source 25 and the controller 26 weigh a total of about 15 kg. These components 20 a , 20 b , 21 , 24 , 25 and 26 are - as described - arranged on a circle and have a mutual angular distance of 60 °. So that the rotating part 1 b is well launched. The X-ray CT scanner shown in Fig. 3, which is a fourth generation device, has an X-ray detector (not shown), which is ring-shaped and is located within the fixed section.

Die Einrichtung arbeitet wie folgt: Zuerst wird die obere Platte 2 des Bettes 3 nach oben oder nach unten bewegt, bis der auf der Platte 2 befindliche Patient sich auf der glei chen Höhe befindet, wie die Achse des Drehteils. Dann wird die Platte 2 in die Öffnung 6 des Rahmengestells 1 einge fahren. Das Drehteil wird gedreht, so daß sich die Röntgen röhre 21 um den Patienten herum dreht.The device works as follows: First, the upper plate 2 of the bed 3 is moved up or down until the patient on the plate 2 is at the same height as the axis of the rotating part. Then the plate 2 will move into the opening 6 of the frame 1 . The rotating part is rotated so that the X-ray tube 21 rotates around the patient.

Derweil richtet der Gleichrichter 13 die vom Netz 12 gelie ferte Wechselspannung gleich und gibt einen Gleichstrom an die Wechselrichter 14 a und 14 b. Von diesen erzeugt jeder ein an- und ausgehendes Ausgangssignal. Die Transformatoren 16 a und 16 b ändern das Schalt-Ausgangssignal von den Wech selrichtern 14 a und 14 b in Zwischenspannungen. Diese Span nungen werden über den Schleifring 17 an die Spannungsver vielfacher 20 a und 20 b gegeben. Die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b erzeugen eine Hochspannung, die zwischen die Anode 22 und die Kathode 23 der Röntgenröhre 21 gelegt wird, so daß diese durch die Hochspannung in Betrieb ge setzt wird und demzufolge Röntgenstrahlen in Richtung auf den Patienten abgibt, so daß aus den Röntgenstrahlen, die den Patienten passiert haben, Daten gewonnen werden können.Meanwhile, the rectifier 13 rectifies the AC voltage supplied by the network 12 and outputs a direct current to the inverters 14 a and 14 b . Each of these generates an incoming and outgoing output signal. The transformers 16 a and 16 b change the switching output signal from the inverters 14 a and 14 b in intermediate voltages. These voltages are given over the slip ring 17 to the voltage multiplier 20 a and 20 b . The voltage multiplier 20 a and 20 b generate a high voltage, which is placed between the anode 22 and the cathode 23 of the X-ray tube 21 , so that it is put into operation by the high voltage and consequently emits X-rays towards the patient, so that from the X-rays that have passed through the patient, data can be obtained.

Die von dem Netz 12 gelieferte Spannung gelangt in Form ei ner Zwischenspannung über den Schleifring 17 an das Dreh teil und wird von den Spannungsvervielfachern 20 a und 20 b innerhalb des Drehteils in eine Hochspannung umgesetzt. Deshalb brauchen keine Maßnahmen getroffen zu werden, um den Schleifring 17 zu isolieren, wie es bei einer herkömm lichen Spannungsversorgungseinrichtung für den Hochspan nungs-Schleifring-Typ erforderlich ist. Außerdem müssen keinerlei Maßnahmen getroffen werden, um das Isoliermittel abzudichten. Aus dem gleichen Grund fließt durch den Schleifring 17 nicht so ein starker Strom in der Größenord nung von 50 bis 200 A, wie es bei der herkömmlichen Span nungsversorgungseinrichtung des Niederspannungs-Schleif ring-Typs der Fall ist. Tatsächlich fließt nur ein relativ kleiner Strom von etwa 5 bis 20 A durch den Schleifring 17. Die Wärme, die der Schleifring 17 produziert, ist so ge ring, daß zum Abstrahlen dieser Wärme und zum Kühlen des Schleifrings 17 kein gesonderter Wärmetauscher vorhanden sein muß. Der Schleifring 17 läßt sich also einfach und billig herstellen. The voltage supplied by the network 12 arrives in the form of an intermediate voltage via the slip ring 17 to the rotating part and is implemented by the voltage multipliers 20 a and 20 b within the rotating part in a high voltage. Therefore, no measures need to be taken to isolate the slip ring 17 as required in a conventional voltage supply device for the high voltage slip ring type. In addition, no measures need to be taken to seal the insulation. For the same reason, a large current of the order of 50 to 200 A does not flow through the slip ring 17 , as is the case with the conventional voltage supply device of the low-voltage slip ring type. In fact, only a relatively small current of about 5 to 20 A flows through the slip ring 17 . The heat that the slip ring 17 produces is so ge ring that there is no need for a separate heat exchanger to radiate this heat and to cool the slip ring 17 . The slip ring 17 can thus be produced easily and cheaply.

Da die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b sich innerhalb des Drehteils befinden und aus Cockcroft-Walton-Schaltungen bestehen, die ihrerseits aus einigen Dioden und einigen Ka pazitäten aufgebaut sind, sind diese Teile nicht nur klein, sondern sie wiegen auch wenig. Folglich muß der stationäre Abschnitt nicht notwendigerweise groß sein, um das Drehteil lagern zu können. Die Größe des Gestells 1 läßt sich also im Vergleich zu den herkömmlichen Geräten verringern, so daß die Herstellungskosten für den Röntgen-CT-Scanner ge senkt werden können.Since the voltage multipliers 20 a and 20 b are located within the rotating part and consist of Cockcroft-Walton circuits, which in turn are made up of some diodes and some capacitances, these parts are not only small, but they also weigh little. Consequently, the stationary section does not necessarily have to be large in order to be able to support the rotating part. The size of the frame 1 can thus be reduced compared to the conventional devices, so that the manufacturing costs for the X-ray CT scanner can be reduced.

Die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b sind voneinander un abhängige Einheiten, und sie sind ebenso wie die Röntgen röhre 21 auf einem Kreis innerhalb des Drehteils mit einem Winkelabstand von 120° angeordnet. Damit ist das Drehteil gut ausbalanciert, auch wenn die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b und die Röntgenröhre 21 beträchliches Gewicht auf weisen. Es sind keine Ausgleichsgewichte zum Auswuchten des Drehteils erforderlich. Auch durch diesen Umstand wird das Gewicht des Gestells 1 insgesamt herabgesetzt.The voltage multipliers 20 a and 20 b are mutually independent units, and they are arranged like the X-ray tube 21 on a circle within the rotating part with an angular distance of 120 °. So that the rotating part is well balanced, even if the voltage multipliers 20 a and 20 b and the X-ray tube 21 have considerable weight. No balancing weights are required to balance the turned part. This also reduces the weight of the frame 1 overall.

Fig. 5 zeigt eine Modifizierung des Spannungsvervielfa chers. Die Schaltung nach Fig. 5 enthält Dioden D 1 bis D 9, Kapazitäten C 1 bis C 9 und einen Lastwiderstand R. Fig. 5 shows a modification of the voltage multiplier. The circuit of Fig. 5 includes diodes D 1 to D 9, capacitances C 1 to C 9, and a load resistor R.

Die vorliegende Erfindung läßt sich bei einem Röntgen-CT- Scanner der dritten Generation anwenden. Fig. 6 zeigt, wie die Bauteile eines Röntgen-CT-Scanners der dritten Genera tion innerhalb des Drehteils 1 b angeordnet sind. Wie aus der Fig. ersichtlich, sind innerhalb des Drehteils 1 b die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b, die Röntgenröhre 21, der Wärmetauscher 24, der Steuerabschnitt 28, der Röntgen strahldetektor 29, eine Datenerfassungseinheit 30 und eine Spannungsquelle 31 angeordnet. Die Spannungsvervielfacher 20 a und 20 b, die Röntgenröhre 21 und der Röntgenstrahlde tektor 29 wiegen jeweils etwa 30 kg. Die Steuerung 28 ist identisch wie die Steuerung 26 bei der ersten Ausführungs form (Fig. 3) ausgebildet und wiegt etwa 15 kg. Die Da tenerfassungseinheit 30 und die Spannungsquelle 31 wiegen gleichermaßen etwa 15 kg. Die Spannungsversorgung 31 speist die Einheit 30 und die Steuerung 26. Die Spannungsverviel facher 20 a und 20 b, die Röntgenröhre 21 und der Röntgen strahldetektor 29 wiegen jeweils etwa 30 kg und sind auf einem Kreis mit einem Winkelabstand von 90° angeordnet. Der Wärmetauscher 24, der Steuerabschnitt 28, die Datenerfas sungseinheit 30 und die Spannungsquelle 31, die jeweils etwa 15 kg wiegen, sind zwischen den Komponenten 20 a, 20 b, 21 und 29 mit einem Winkelabstand von 90° angeordnet. Damit ist das Drehteil 1 b ebenso wie beim ersten Ausführungs beispiel (Fig. 3) gut ausbalanciert.The present invention can be applied to a third generation X-ray CT scanner. Fig. 6 shows how the components of an X-ray CT scanner of the third generation tion within the rotating part 1 b are arranged. As can be seen from the figure , the voltage multipliers 20 a and 20 b , the X-ray tube 21 , the heat exchanger 24 , the control section 28 , the X-ray detector 29 , a data acquisition unit 30 and a voltage source 31 are arranged within the rotating part 1 b . The voltage multiplier 20 a and 20 b , the X-ray tube 21 and the X-ray detector 29 each weigh about 30 kg. The controller 28 is identical to the controller 26 in the first embodiment ( FIG. 3) and weighs approximately 15 kg. The data acquisition unit 30 and the voltage source 31 likewise weigh about 15 kg. The power supply 31 feeds the unit 30 and the controller 26 . The voltage multiplier 20 a and 20 b , the X-ray tube 21 and the X-ray detector 29 each weigh about 30 kg and are arranged on a circle with an angular distance of 90 °. The heat exchanger 24 , the control section 28 , the data acquisition unit 30 and the voltage source 31 , each weighing approximately 15 kg, are arranged between the components 20 a , 20 b , 21 and 29 with an angular distance of 90 °. So that the rotating part 1 b as well as in the first embodiment example ( Fig. 3) is well balanced.

Wie erläutert, wandelt der Transformator gemäß der Erfin dung die von einem Netz gelieferte Spannung in eine Zwi schenspannung um und diese Zwischenspannung wird von einem stationären Abschnitt über einen Schleifring auf das Dreh teil des Gestells übertragen. Deshalb braucht der Schleif ring keine besondere Isolation, um eine hohe Stehspannung zu besitzen. Der Schleifring braucht auch keine besondere Struktur zu besitzen, um einfach gekühlt werden zu können. Der Schleifring läßt sich also billig herstellen. Da der in dem Drehteil befindliche Hochspannungsgenerator ein Span nungsvervielfacher ist, der praktisch nur aus Dioden und Kapazitäten besteht, ist er einfach aufgebaut und wiegt we nig. Folglich ist die auf das Drehteil einwirkende Bela stung gering, und das Drehteil kann klein ausgebildet wer den. Die erfindungsgemäße Stromversorgungseinrichtung läßt sich also insgesamt billig herstellen. Die Bauteile der Einrichtung können in dem Drehteil derart angeordnet wer den, daß dieses gut ausbalanciert ist, wobei auf Aus gleichsgewichte verzichtet werden kann.As explained, the transformer converts according to the inven the voltage supplied by a network into two voltage and this intermediate voltage is from one stationary section on the slip ring on the rotation part of the frame transferred. That is why the grinding needs ring no special insulation to a high withstand voltage to own. The slip ring does not need a special one either To have structure to be easily cooled. The slip ring can therefore be produced cheaply. Since the in the rotating part of the high-voltage generator is a chip is a multiplier that consists practically only of diodes and Capacity, it is simply constructed and weighs nig. Consequently, the Bela acting on the rotating part Stung low, and the rotating part can be made small who the. The power supply device according to the invention can to produce themselves cheap overall. The components of the Means can be arranged in the rotating part who that this is well balanced, with Off balance weights can be dispensed with.

Claims

1. Power supply device for an X-ray beam apparatus, comprising:
a housing with an x-ray tube ( 1 b ), and
a storage device ( 1 ) which supports the housing in such a way that it moves around a person or around an object,
characterized by :
a transformer arrangement ( 16 a , 16 b ), which is located outside the housing and transforms a mains voltage into a first voltage, and
a voltage multiplier arrangement ( 20 a , 20 b ), which is provided on the housing and serves to multiply the first voltage to a second voltage which is sufficiently high for the operation of the x-ray tube.

2. Device according to claim 1, characterized in that the transformer arrangement is located not only outside of the housing but also the storage device and has:
a rectifier device ( 13 ) which converts an alternating current supplied by a network into a direct current,
an inverter device ( 14 a , 14 b ) for converting the output current supplied by the rectifier into an alternating current with the desired frequency, and
a transformer device ( 16 a , 16 b ) for increasing the alternating voltage supplied by the inverter device into the first voltage, which is in the range from 1 to 20 kV.

3. Device according to claim 1, characterized net that the voltage multiplier device in the Housing and contains Cockcroft-Walton circuits, and that the second voltage is in the range of ± 60 to ± 70 kV lies.

4. X-ray CT device comprising:
a ring element ( 1 b ) with an X-ray tube and an opening into which a person or an object can be inserted, and
A storage device ( 1 ) which supports the ring element in such a way that the ring element can rotate around a person or an object, characterized by:
a transformer arrangement ( 16 a , 16 b ), which is located outside the ring element and converts a network voltage into a first voltage, and
a voltage multiplier device ( 20 a , 20 b ), which is provided on the ring element and serves to multiply the first voltage to a second voltage, which is sufficiently high for the operation of the X-ray tube.

5. The device according to claim 4, characterized in that the voltage multiplier means a first voltage multiplier unit ( 20 a ) for applying a voltage to the anode of the x-ray tube, and a second voltage multiplier unit ( 20 b ) for applying a voltage to the cathode of the x-ray tube has, and that the X-ray tube ( 21 ), the first voltage multiplier unit ( 20 a ) and the second voltage multiplier unit ( 20 b ) are arranged at regular intervals within the ring element ( 1 b) .

6. The device according to claim 5, characterized in that a heat exchanger ( 24 ) for radiating heat from the X-ray tube, an X-ray optics control section ( 26 ) and a voltage source for the control section are seen before, and that the X-ray tube ( 21st ), the first voltage multiplier unit ( 20 a ), the second voltage multiplier unit ( 20 b ), the heat exchanger ( 24 ), the optics control section ( 26 ) and the voltage source ( 25 ) are arranged at regular intervals.

7. The device according to claim 4, characterized in that an X-ray detector ( 29 ) is also hen vorgese and that the voltage multiplier device comprises:
a first voltage multiplier unit ( 20 a ) for applying a voltage to the anode of the X-ray tube
and a second voltage multiplier unit ( 20 b ) for applying a voltage to the cathode of the X-ray tube, and that the X-ray tube ( 21 ) the first voltage multiplier unit ( 20 a ), the second voltage multiplier unit ( 20 b ) and the X-ray detector ( 29 ) in regular intervals are arranged within the ring element ( 1 b ).

8. The device according to claim 7, characterized in that a heat exchanger ( 24 ) for dissipating heat from the X-ray tube, an X-ray optics control section ( 28 ), a data acquisition unit ( 30 ) and a voltage source ( 31 ) is provided for the control section and that the X-ray tube ( 21 ), the first and the second voltage multiplier unit ( 20 a , 20 b ), the X-ray detector ( 29 ), the heat exchanger ( 24 ), the optics control section ( 28 ), the data acquisition unit ( 30 ) and the voltage source ( 31 ) are arranged at regular intervals.

9. The device according to claim 4, characterized in that the transformer arrangement is located outside of not only the ring element, but also the storage device and has:
a rectifier device ( 13 ) which converts a mains alternating current into a direct current,
an inverter device ( 14 a , 14 b ) which converts the direct current supplied by the rectifier device into an alternating current of the desired frequency and
a transformer device ( 16 a , 16 b ) for increasing the AC voltage supplied by the inverter device into the first voltage, which is between 1 and 20 kV.

10. The device according to claim 4, characterized in net that the voltage multiplier device inside half of the ring element and Cockcroft-Walton scarf tion and that the second voltage in the range of ± 60 to ± 70 kV.

11. The device according to claim 4, characterized in that the storage device supports the ring element with the aid of a slip ring ( 17 ).