Claims (2)
Изобретение огноситс к рентгенотехни ке. Известны рентгеновские аппараты со средствами регулировани анодного гока и анодного напр жени дл поддержани качества рентгеновского излучени , содержашие рентгеновскую трубку, регулируемые источники высокого напр жени и тока накала, два измерител мощности дозы установленные в зоне первичного пучка рентгеновской трубки, фильтр, расположенный между указанными измерител ми, при чем один иэ(еригель подключен к регулирующему входу анодного напр жени источника высокого напр жени , а другой к регулирующему входу источника тока накала t Недостатком известного аппарата вл етс сложный вид законов регулировани анодного гока и анодного напр жени , поскольку сигнал регулировани анодного тока зависит от анодного напр жени , а сигнал регулировани анодного напр жени зависит от анодного тока, Наиболее близким техническим решением вл етс рентгеновский аппарат, содержащий регулируемый источник высокого напр жени , подключенную к источнику рентгеновскую трубку с накальным катодом, подключенный к катоду источник тока накала, первый измеритель мощности дозы перед объектом, агорой измеритель мощности дозы за объектом, схему делени , к входам которой подключены указанные измерители, источник опорного напр жени , схему сравнени , к входам которой подключены источник опорного напр жени и выход схемы де-, лени , а выход которой подключен к регулирукиц« «у входу источника высокого напр жени C2j. Недостатком данного аппарата вл етс невозможность точного поддержани качества излучени в первичном пучке изза того, что регулирующий сигнал вл егс функцией плотности и габаритов пациента , которую весьма сложно учесть в источнике опорного напр жени , вл ющим с по существу задатчиком высокого напр жени аппарата. Цель изобретени - повышение точности поддержани заданного значени энергии излучени в первичном пучке рен геновской трубки. Поставленна цель достигаетс тем, что в рентгеновском аппарате, содержащем регулируемый источник высокого напр жени , подключенную к источнику рент геновскую трубку с накальным катодом, подключенный к катоду источник тока накала, два измерител мощности дозы, схему делени , к выходам которой подключены измерители, источник опорного нaпp жe ш и схему сравнени , к входам которой подключены выход схемы делени и источник опорного напр жени , а выход которой подключен к регулирующему вход источника высокого напр жени , оба измерител мощности дозы установлены в периферической зоне первичного пучка, пе ред одним из измерителей установлен фильтр, а другой измеритель выполнен в виде сцинтилл тора с фотоумножителем, между которыми введена полупрозрачна пластина. При этом, степень прозрачности полупрозрачной пластины выбрана так,вчтобы выходные сигналь} обоих измерителей мощ ности дозы перед объектом были равны дл заданной величины высокого напр жени на рентгеновской трубке. На чертеже показана схема рентгенов ского аппарата. Рентгеновский аппарат содержит рентгеновскую трубку I, котора подключена регулируемому источгшку 2 высокого напр жени и регулируемому источнику 3 тока накача. В поле первичного .пучка рентгеновской трубки 1 установлены измеритель 4 мощности ,перед которым установлен посто нный фильтр 5 и измеритель б мощности дозы, который состоит из сцинтилл тора 7, полупрозрачной пластины 8 и фотоэлектронного yrvt ножи тел (ФЭУ) 9. Измеритель 4 мощности дозы выполн етс обычным образом, например в виде сборки сцинтилл ционного кристалла и ФЭУ. Измерители 4 и 6 подключены к схеме 10 деле1ш , выход которой поаключен к одному входу схемы 11 сравнени , к дру гому входу которой подключен источник 12 опорного напр жени , вл ющийс задатчиком анодного напр жени на рентгеновской трубке I. Выход схемы И сравнени подключен к регулирующему i входу источника 2 высокого напр жени . За иследуемым объектом 13 установлены кассета 14 с рентгеновской пленкой и измеритель 15 мощности дозы, например , в виде ионизационной камеры. Измеритель 15 подключаетс , например, к реле экспозиции, в состав которого вход т усилитель 16, интегратор 17 и пороговое устройство 18, выход которого подключен к выключающим входам источников 2 и 3. Измеритель 15 может также использоватьс и дл стабилизации мощности дозы за объектом 13. В этом случае выход усилител 16 подключаетс к одному входу второй схемы 19 сравнени к другому входу -которой подключен второй источник 20 опорного напр жени . Выход схемы 19 сравнени подключен к регулирующему входу источника 3 тока накала, т.е, регулировка мощности дозы за объектом 13 осуществл етс с помощью регулировани анодного тока. В случае стабилизации мощности дозы за объектом 13 вместо реле экспозиции может использоватьс таймер, устанавливаемый в соответствии с чувствительностью пленки и типом используемого усиливающего экрана. Вместе с тем, может использоватьс и реле экспозиции. Рентгеновский аппарат работает следующим образом. Измерители 4 и 6 мощности дозы перед объектом 13 с подключенной к ним схемой 1О делени используютс дл получени сигнала, завис щего только от напр жени на трубке 1. Действительно, сигнал на измерителе 6 будет равен , где 1д - анодный ток, О -анодное напр жение , VI - показатель степенной зависимости мощности дозы в первичном пучке от анодного напр жени , определ емый собственной фильтрацией рентгеновского излучател (оболочки трубки I, масла в кожухе, выходного окна кожуха), а К I -константа. Сигнал на измерителе 4 будет равен :i4 l ilAU где показатель степени, определ емый не только собственной фильтрацией излучател , но и свойствйми фильтра 5, т.е.И-, .. Поскольку зависимость ОлТ1 (, от анодного тока одинакова, го на выходе схемы 10 делени сигнал будет зависеть только ог напр жени , а его конкретна функциональна зависимость будет определ тьс только свойствами фильтра 5, т.е. не зависеть от собственной фильтрации излучател . Поскольку при введении фильтра 5 ин тенсивность сигнала измерител 4 была бы значительно меньше интенсивности точно такого же измерител , на который попадает нефильтрованное первичное излучение , же/штега но уменьшить величину выходного сигнала измерител 6, не воз действу на зависимость этого сигнала от напр жени , т.е. фактически управл Константой зависимости. Это достигаетс путем введени полупрозрачной пластины 8 между сцинтилл тором 7 и ФЭУ 9 измерител б. Степень прозрачности этой пластины 8 выбираетс таким образом , чтобы измерители 4 и 6 вьфабатывали одинаковые сигналы при напр жении на рентгеновской трубке I, наход щемс примерно в середине рабочего интервала значений анодного напр жени (обычно работают при напр жени х 40125 кВ, т.е, равенства сигналов целесообразно добиватьс дл напр жений 8О85 кВ). Это обеспечивает простую градуировку и калибровку системы регулировани анодного напр жени . Кроме того поскольку величина сигнала на выходе схемы Ю делени пропорциональна y|Ha-Mi(,го надлежащим выбором . фильтра 5 можно добитьс близкой к ли1Нейной зависимости этого сигнала от напр жени . Выходной сигнал схемы Ю делени сравниваетс в схеме 11 сравнени с опорным сигналом от источника 12 и разность указанных сигналов воздействует на средства регулировани источник 2 высокого напр жени до тех пор, пока указанный разностной сигнал не станет равным нулю, что означает установление на трубке I заданного значени анодного напр жени . Прошедшее через объект 13 излучение попадает на кассету 14с рентгеновской пленкой, на которой формируетс скрытое изображение просвечиваемого объекта 13 и на измеритель 15, на выходе которого по вл етс сигнал, пропорциональный мощ ности дозы за объектом 13. Этот сигнал усиливаетс в усилителе 16, поступает далее в интегратор 17, по сигналу которого пороговое устройство 18 определ ет , получена ли пленкой в кассете 14 доза, необходима дл получени качественного изображени . По достнчешш величины выходного сигнала интегратора 17 9 724 порогового значени схема tS срабатывает и отключает источники 2 и 3. Кроме того, усиленный сигнал измерител 15 может использоватьс дл стабилизации мс дности дозы за объектом. В этом случае сигнал усилител 16 сравниваетс в схеме 19 сравнени с опорным сигналом от источника 20 опорного напр жени , и сигнал рассогласовани с выхода схемы 19 сравнени управл ет средствами регулировани тока накала в источнике 3 до получени нулевого сигнала на выходе схемы 19 сравнени . Дл исключени экрашфовани полезной части рентгеновского пучка измерители 4 и 6 целесообразно устанавливать в периферической нерабочей части пучка . Изобретение обеспечивает высокую точность поддержани энергии излучени в первичном пучке рентгеновской трубки за счет независимости регулирук цего сигнала от свойств объекта, анодного тока , а также за счет простоты калибровки системы регулировани . Формула изобретени 1,Рентгеновский аппарат, содержащий регулируемый источник вьгсокого напр жени , подключенную к источнику рентгеновскую трубку с накальньш катодом, подключенный к катоду источник тока накала, два измерител мощности дозы, схему делени , к входам которой подключенъ измерители , источник опорного напр жени и схему сравнени , к входам которой подкл очены выход схемы делени и источник опорного напр жени , а выход подключен к регулирук цему входу источника высокого напр жени , отличающийс тем, что, с целью повыщени точности поддержагш заданной энергии излу- чеш1 в первичном пучке рентгеновский трубки, оба измерител мощности дозы установлены в периферичесюй зоне первичного пучка, перед одним из измерителей установлен фильтр, а другой вьшолнен в виде сцинтилл тора с фотоумножителем , между которыми введена полу-ь прозрачна пластина. The invention is fire retardant. X-ray machines with anode anode and anode voltage regulators for maintaining x-ray quality, containing an x-ray tube, adjustable high voltage sources and heating current, two dose rate meters installed in the zone of the primary beam of the x-ray tube, a filter located between these meters , what is one of them (the eribel is connected to the regulating input of the anode voltage of the source of high voltage, and the other to the regulating input of the source of current and the incandescence t The disadvantage of the known apparatus is the complex form of the laws of anode gok and anode voltage regulation, since the anode current regulation signal depends on the anode voltage, and the anode voltage regulation signal depends on the anode current. The closest technical solution is an x-ray device, containing an adjustable high voltage source, an x-ray tube with an incandescent cathode connected to the source, a current source connected to the cathode, the first power meter g oza in front of the object, the agora meter of dose rate for the object, dividing circuit, to the inputs of which the specified meters are connected, the source of the reference voltage, the comparison circuit, the inputs of which are connected to the source of the reference voltage and the output of the analog circuit, and the output of which is connected to Adjustable "" at the input of a high voltage source C2j. The disadvantage of this apparatus is the impossibility of precisely maintaining the quality of radiation in the primary beam because the regulating signal is a function of the patient's density and dimensions, which is very difficult to take into account in the source of the reference voltage, which is essentially a device for the high voltage of the apparatus. The purpose of the invention is to improve the accuracy of maintaining a given value of the radiation energy in the primary beam of the gene tube. The goal is achieved by the fact that in an X-ray apparatus containing an adjustable high voltage source, a x-ray tube with an incandescent cathode connected to a X-ray source, a filament current source connected to the cathode, two dose rate meters, a dividing circuit to the outputs of which are meters, a reference source for example, a comparison circuit, to the inputs of which the output of the dividing circuit and the source of the reference voltage are connected, and the output of which is connected to the regulating input of the high voltage source, both meters NOSTA dose mounted in the peripheral zone of the primary beam, ne eds one of meters installed filter, and another meter is designed as a scintillator with a photomultiplier tube, which is introduced between the translucent plate. At the same time, the degree of transparency of the translucent plate was chosen so that the output signal of both dose rate meters in front of the object was equal for a given high voltage on the X-ray tube. The drawing shows the diagram of the x-ray apparatus. The X-ray unit contains an X-ray tube I, which is connected to an adjustable high-voltage source 2 and an adjustable source 3 of the pump current. In the field of the primary bundle of the X-ray tube 1, a power meter 4 is installed, in front of which a permanent filter 5 and a dose rate meter b are installed, which consists of a scintillator 7, a translucent plate 8 and a photoelectron yrvt body knives (PMT) performed in the usual manner, for example, in the form of an assembly of a scintillation crystal and a photomultiplier. Gauges 4 and 6 are connected to circuit 10, the output of which is connected to one input of comparison circuit 11, to the other input of which reference voltage source 12 is connected, which serves as an anode voltage generator on X-ray tube I. Circuit output And comparison is connected to control i input source 2 high voltage. For the object under study 13, a cassette 14 with an X-ray film and a dose rate meter 15 are installed, for example, in the form of an ionization chamber. The meter 15 is connected, for example, to an exposure relay, which includes an amplifier 16, an integrator 17 and a threshold device 18, the output of which is connected to the shut-off inputs of sources 2 and 3. The meter 15 can also be used to stabilize the dose rate behind the object 13. In this case, the output of the amplifier 16 is connected to one input of the second comparison circuit 19 to another input - with which the second voltage source 20 is connected. The output of the comparison circuit 19 is connected to the regulating input of the current source 3, i.e., the dose rate control of the object 13 is controlled by adjusting the anode current. If the dose rate is stabilized behind object 13, a timer can be used instead of the exposure relay, which is set according to the sensitivity of the film and the type of reinforcing screen used. However, the exposure relay may also be used. X-ray machine operates as follows. The dose rate meters 4 and 6 in front of the object 13 with the dividing circuit 1O connected to them are used to receive a signal depending only on the voltage on the tube 1. Indeed, the signal on meter 6 will be equal to, where 1e is the anode current, O is the anode voltage VI, an indicator of the power dependence of the dose rate in the primary beam on the anode voltage, determined by the intrinsic filtration of the X-ray emitter (shell of tube I, oil in the housing, output window of the housing), and K I is a constant. The signal on meter 4 will be equal to: i4 l ilAU where the exponent is determined not only by the filtering of the radiator itself, but also by the properties of filter 5, i.e., .. Since the dependence of OlT1 (, on the anode current is the same, of the dividing circuit 10, the signal will depend only on the voltage, and its specific functional relationship will be determined only by the properties of filter 5, i.e. not dependent on the filter's own filtering. Because if the filter 5 was inserted, the signal intensity of meter 4 would be significantly less With exactly the same meter that receives the unfiltered primary radiation, it’s also necessary to reduce the output signal of the meter 6 without affecting the voltage’s dependence on the voltage, i.e., actually controlling the Dependency Constant. This is achieved by introducing a semi-transparent plate 8 between the scintillator 7 and the photomultiplier 9 meter B. The degree of transparency of this plate 8 is chosen so that the meters 4 and 6 output the same signals when the voltage on the X-ray tube I is approximately in the middle of the working range of the anode voltage values (usually work at voltages of 40125 kV, i.e., it is advisable to achieve equality of signals for 8O85 kV voltages). This provides a simple calibration and calibration of the anode voltage control system. Moreover, since the magnitude of the signal at the output of the Yu division circuit is proportional to y | Ha-Mi (with an appropriate choice of filter 5, it is possible to achieve a close dependence of this signal on voltage). The output signal of the Yu division circuit is compared in the comparison circuit 11 with the reference signal source 12 and the difference of these signals affects the means of regulating the source of high voltage 2 until the specified differential signal is equal to zero, which means that a predetermined value of the anode voltage is established on the tube I. The radiation that has passed through the object 13 is transferred to the cassette 14c by an x-ray film on which a latent image of the illuminated object 13 is formed and to the meter 15, at the output of which a signal proportional to the dose rate behind the object 13 appears. This signal is amplified in the amplifier 16, goes further in integrator 17, by a signal from which threshold device 18 determines whether the dose in the cassette 14 is received by the film, is necessary to obtain a high-quality image. Based on the threshold value of the integrator's output signal 17 9 724, the tS circuit triggers and turns off sources 2 and 3. In addition, the amplified signal from meter 15 can be used to stabilize the dose rate behind the object. In this case, the signal of the amplifier 16 is compared in the comparison circuit 19 with the reference signal from the voltage source 20, and the error signal from the output of the comparison circuit 19 controls the means of regulating the glow current in the source 3 until a zero signal is obtained at the output of the comparison circuit 19. To avoid screening the useful part of the X-ray beam, gauges 4 and 6 should be installed in the peripheral non-working part of the beam. The invention provides high accuracy of maintaining the radiation energy in the primary beam of the x-ray tube due to the independence of the regulating signal from the properties of the object, the anode current, and also due to the simplicity of the calibration of the control system. Claim 1, An X-ray machine containing an adjustable high voltage source, an X-ray tube with a cathode pump connected to a source, a current source of heat, two dose rate meters, a dividing circuit, the inputs of which are connected to meters, a source of reference voltage, and a circuit. comparison, the inputs of which are connected to the output of the dividing circuit and the source of the reference voltage, and the output is connected to the regulating input of the high voltage source, characterized in that, in order to increase accuracy podderzhagsh predetermined radiated energy in the primary beam chesh1 ray tube, both the dose rate meter installed in periferichesyuy zone of the primary beam in front of one of the measuring instruments installed filter and another vsholnen a scintillator with a photomultiplier tube, which is introduced between the semi-transparent plate s.
2.Аппарат по п. I, отличающий с тем, что степень прозрачное- ти полупро ачной пластины выбрана так, чтобы выходные сигналы измерител ыли равны дл заданной величинывы797267282. An apparatus according to claim I, characterized in that the degree of transparency of the semi-translucent plate is selected so that the output signals of the meter are equal for a given value of 79726728
сокого напр жени на рентгеновской груб-I. Патент США № 2825816,X-ray voltage on the X-ray coarse-i. U.S. Patent No. 2825816,
.,кл. 250-95, опублик. 1958.., cl. 250-95, publ. 1958.
ппитгЛ . Пагенг Великобригании I 1554306.ppetgl Pageng of Great Britain I 1554306.
прин те во внимание при экспергизекл. G I А , опублик. 1979 (прогопт).Take into account when an expert gizekl. G I A, publ. 1979 (progopt).