УДК 616-073.75 : 621.386,12
! 5 • b
и > 9
Н. Н. БЛИНОВ, Л. В. ВЛАДИМИРОВ, Г. П. КОЧЕТОВА,
Н. А. ТУМАНОВ, А. 3. ШВАРЦМАН, А. М. ЯКОБСОН,
В. Л. ЯРОСЛАВСКИЙ
Рентгенодиагностнческие аппараты. М., «Медицина», 1976, 240 с.
В последние годы в рентгенодиагностнческую аппаратуру все шире внедряются
новые устройства и технические приемы, расширяющие возможности аппаратуры и
облегчающие ее эксплуатацию. К таким новым техническим решениям относится ис-
пользование для визуализации рентгеновского изображения электронно-оптических
усилителей, введение автоматических реле экспозиции, применение дистанционно
управляемых автоматизированных штативов и других устройств.
В книге кратко излагаются особенности формирования рентгеновского изображе-
ния при рентгенодиагностике, рассматривается влияние электрических параметров
рентгеновского аппарата на качество изображения и приводятся основные требования
к реиттенодиагностическим аппаратам, диктуемые особенностями медицинского рентге-
нологического исследования. В соответствии с разделением рентгеновского аппарата
на основные элементы — излучатель, питающее устройство, системы визуализации,
системы формирования поля излучения, штативные устройства — излагаются принципы
построения этих элементов и обосновываются их характеристики. При описании рент-
геновских излучателей основное внимание уделено трубкам с вращающимся анодом
как наиболее широко используемым в настоящее время в аппаратуре, подробно изло-
жены вопросы нагрева и охлаждения основных элементов анода трубки, поскольку
именно тепловые процессы определяют ее эксплуатационные характеристики. Большое
внимание уделено описанию особенностей современных систем усиления яркости рент-
геновского изображения. Среди устройств для формирования поля излучения основное
место занимают автоматические реле экспозиции (рентгеноэкспонометры), поскольку
их внедрение в рентгенодиагностику существенно расширило удобство эксплуатации
и повысило надежность работы аппаратуры.
Приводятся классификация штативных устройств различного назначения и основ-
ные особенности конструкции штативов.
Книга — итог многолетней работы коллектива авторов по созданию'отечественной
рентгенодиагностической аппаратуры. Предназначена для инженерно-технических ра-
ботников, занимающихся обслуживанием, ремонтом и разработкой ренттенодиагности-
чеокой аппаратуры, а также для медицинского персонала, эксплуатирующего рентге-
новскую аппаратуру.
В книге 114 рис., 18 табл., библиография— 126 названий.
„ 50103-261
Р 039(01)-76
021
355-76
©
ВВЕДЕНИЕ
Техническое оснащение современной медицинской рентгенодиаГйб*
стики представляет собой взаимосвязанный сложный комплекс элек-
трических, электронных, штативно-механических устройств и приборов,
предназначенных для обеспечения различных методик рентгенологи-
ческого исследования. Успехи рентгенодиагностики во многом зависят
от ее аппаратурного оснащения.	' <7
Под рентгенодиагностическим аппаратом понимают совокупность
технических средств, предназначенных для получения рентгеновского
излучения и использования излучения для медицинской рентгенодиагно-
стики. .	: •
Первое применение рентгеновских лучей для диагностики относится
к 1895 г., когда они были открыты Ц. К. Рентгеном. С этого времени на*
чалось быстрое развитие рентгенодиагностики, создание и совершено
вование аппаратуры.	,
До 30-х годов нашего века рентгеновские аппараты представляли
собой электрически не защищенные высоковольтные конструкции, в ко*
торых элементы, находящиеся под . высоким напряжением, соединялись
в воздухе открытой проводкой. Для преобразования напряжения 8 ап-
паратах использовались индукторы, механические выпрямители, ион-
ные трубки. Приемником рентгеновского излучения служили флюорес-
цирующий экран и пленка.
На' смену этим конструкциям приходят электрически безопасные'
(закрытые) аппараты с высоковольтными кабелями. Высокое напряже-
ние на рентгеновской трубке создается высоковольтными трансформа-
торами с масляной изоляцией и кенотронными выпрямителями, ионные
трубки заменяются электронными и обеспечивают более высокую ин-
тенсивность излучения,
В современном медицинском рентгеновском аппарате находят ши*
рокое применение полупроводниковые высоковольтные выпрямители,
рентгеновские трубки большой мощности с вращающимся анодом, ав-
томатизирйванные рентгенодиагностические устройства, обеспечиваю-
щие максимальные удобства и легкость в управлении аппаратом при
медицинском исследовании.
Помимо обычных флюоресцирующих экранов для просвечивания и
пленки для снимков в аппаратуре все более широко используются
электронно-оптические усилители рентгеновского изображения, телеви-
зионная техника,- фоторегистрация изображения, скоростная кйносъем-
ка и магнитная запись. Для современного аппарата характерна высо-
кая насыщенность элементами автоматики и электроники.
В нашей стране промышленное производство рентгенодиагностиче-
ской аппаратуры началось после Великой Октябрьской социалистиче-
ской революции. \
Первые советские рентгеновские аппараты были созданы В. А. Вит-
ка и А. И. Тхоржевским, а первые рентгеновские трубки — Ф. Н. Харад-
жа. В послевоенные годы под руководством В. В. Дмоховского был
создан первый закрытый отечественный стационарный рентгенодиагно-
стический аппарат типа РУМ-2. Под руководством М. И. Теумин про->
должалась разработка рентгеновских трубок.
Большую роль в отечественном рентгеноаппаратостроении сыграла
деятельность В. К. Шмелева, который в течение многих лет руководил
разработкой рентгеновской аппаратуры различного назначения. Особен-
но значителен вклад В. К. Шмелева в развитие медицинского ренггено-
аппаратостроения. Четыре издания книги В. К. Шмелева «Рентгенов-
ские аппараты» явились учебником ряда поколений разработчиков
рентгеновских аппаратов и трубок и тех, кто занимался их эксплуа-
тацией.
В четвертом издании книги В. К- Шмелева, вышедшем в свет в
1973 г., значительное место уделено рентгенодиагностической аппарату-
ре. Однако за последние годы были разработаны новые рентгенодиагно-
стические аппараты и устройства к ним, обладающие существенными
отличиями от прежних (РУМ-22М, РУМ-20, автоматические реле экспо-
зиции, усилители яркости рентгеновского изображения и др.). Такими
отличиями являются прежде всего высокий уровень автоматизации ап-
паратов, агрегатный принцип построения аппаратуры, предусматриваю-
щий высокую степень унификации, работа с усилителями рентгеновско-
го изображения.
По функциональному назначению в составе рентгенодиагностице-
ского аппарата можно выделить следующие основные части:
—	' рентгеновское питающее устройство (далее — питающее устрой-
ство) ;
—	рентгеновский излучатель;
устройства для визуализации и регистрации рентгеновского изо-
бражения (приемники излучения);	'
—	рентгенодиагностическое (штативное) устройство;
—	устройства для формирования поля излучения при исследо-
вании.
Питающее устройство обычно разделяют на пульт управления и вы-
соковольтно-выпрямительное устройство, содержащее главный транс-
форматор, высоковольтные выпрямители, трансформаторы накала и пе-
реключатели для переключения высокого напряжения с одной рентге-
новской трубки на другую, если в аппарате предусмотрено несколько
рабочих мест.
Иногда, кроме пульта управления, в состав питающего устройства
входит блок, в который выносится часть элементов цепей управления
И'регулирования. .
♦
, ' ж
Рентгеновский излучатель аппарата представляет собой защитный
металлический кожух, содержащий рентгеновскую трубку, статор вра-
щения анода, маслорасширитель для компенсации изменения объема
масла и места присоединения высоковольтных кабелей от высоковольт-
ного выпрямительного устройства,	'	,	>
Особой формой рентгеновского излучателя является моноблок
(бдок-трансформатор), когда рентгеновский излучатель содержит в
одном кожухе с рентгеновской трубкой элементы высоковольтного вы-
прямительного устройства. В этом случае, естественно, отпадает необ-
ходимость в высоковольтных кабелях. Моноблоки успешно используют-
ся для создания передвижных, переносных и специальных (дентальный)
рентгенодиагностических аппаратов.
Устройство для визуализации рентгеновского изображения (прием-
ник излучения) в простейшем случае представляет собой флюоресци-
рующий экран, в котором скрытое рентгеновское изображение преоб-
разуется в видимое, ил'и кассету с пленкой.
В последние, годы в качестве приемника излучения в рентгеиодиаг-
ностических аппаратах широко используются электронно-оптические
усилители рентгеновского изображения с телевизионным наблюдением
изображения. Такие усилители наряду с наблюдением изображения
обеспечивают фоторегистрацию и рентгенокиносъемку, а наблюдение
изображения на экране телевизионного приемника делает возможным
дистанционное управление диагностической процедурой; в то же время
применение усилителя позволяет существенно уменьшить уровень об-
лучения при исследовании и отказаться от необходимости глубокой
адаптации зрения персонала при подготовке рентгенодиагностической
процедуры.
Для регистрации рентгеновского изображения в последние годы
успешно начинают использоваться новые приемники излучения: панель-
ные люминесцентные усилители изображения, электрографические пла-
стины, диффузионные фотоматериалы и др.
В состав рентгеновского аппарата входят и устройства для форми-
рования поля излучения при исследовании. Эти устройства, в частно-
сти, обеспечивают автоматизацию выбора условий рентгеновского
снимка и его выполнения. К таким элементам относят рентгеновские
отсеивающие решетки, снижающие влияние рассеянногЬ излучения,
диафрагмы и тубусы, автоматические реле экспозиции (рентгеноэкспо-
нометры), прекращающие экспозицию при наборе заранее заданной
дозы облучения, и др.
Объединение таких, казалось бы, разных приборов, на наш взгляд,
позволяет выявить функциональную взаимосвязь элементов аппарата,
формирующих дозу излучения при исследовании.
Рентгенодиагностические устройства (штативы) служат для под-
держания излучателя и приемника излучения, а также для взаимной
ориентации излучателя и пациента в процессе исследования.
Различают штативные устройства для общей диагностики: поворот-
ные столы-штативы (называемые также универсальными штативами),
столы и вертикальные стенки для снимков.
Штативные устройства для специальной диагностики включают то-
мографические штативы, устройства для контрастных исследований,
черепные штативы, стоматологические и др. ‘
В зависимости от назначения рентгенодиагностические аппараты
могут комплектоваться теми или другими штативными устройствами.
Рентгенодиагностические аппараты в зависимости от конструктивно-
го исполнения и условий эксплуатации разделяют на стационарные,
передвижные и переносные; передвижные аппараты выполняются так-
же и разборными.
При изложении материала .авторы сочли возможным опустить ряд
общих вопросов физики рентгеновского излучения и основ рентгенов-
ской аппаратуры, достаточно подробно изложенных в доступной лите-
ратуре [1, 26, 49, 70].
Основное внимание в книге уделено особенностям современных рент-
генодиагностических аппаратов в связи со спецификой их использова-
ния в условиях медицинских учреждений, а также новым техническим
решениям, из которых важнейшими являются: применение автоматиче-
ского реле экспозиции, автоматический режим «падающей нагрузки»
рентгеновской трубки, использование для визуализации рентгеновско-
го изображения усилителей яркости с телевизионным наблюдением, ки-
но- и фоторегистрацией изображения.
Глава I
ОСОБЕННОСТИ ФОРМИРОВАНИЯ РЕНТГЕНОВСКОГО
ИЗОБРАЖЕНИЯ
Рентгенологическое исследование основано на регистрации тормоз-
ного рентгеновского излучения, прошедшего через исследуемый орган
тела человека.
Прошедшее через исследуемый объект рентгеновское излучение
ослабляется в различной степени в зависимости от распределения плот-
ности тканей в структуре объекта и таким образом несет информацию
о внутреннем строении, т. е. образует рентгеновское изображение ис-
следуемого объекта. Так как рентгеновское излучение не может быть
сфокусировано, рентгеновское изображение является теневым проек-
ционным изображением и образуется только той частью пучка излуче-
ния, которая не изменила направления распространения в результате
взаимодействия с объектом исследования. Излучение, рассеянное при
взаимодействии, практически не несет информации о внутреннем строе-
нии объекта, и является фактором, ухудшающим качество изображения.
Пространственное распределение рентгеновского излучения, прошед-
шего через исследуемый объект, должно быть преобразовано в анало-
гичное пространственное распределение светового потока, воспринимае-
мого органами зрения наблюдателя, т. е. в адекватное рентгеновскому
оптическое изображение. Очевидно, что при любом способе преобразо-
вания рентгеновского изображения в оптическое последнее не может
содержать больше информации об объекте исследования, чем исходное
рентгеновское изображение.
При рентгеноло'гическом исследовании крайне важным фактором яв-
ляется количество рентгеновского излучения, поглощенного телом об-
следуемого за время исследования (поглощенная доза излучения). Та-
ким образом, основными требованиями к комплексу рентгенодиагности-
че’ской аппаратуры являются:
1) достижение максимальной информативности рентгеновского
изображения при минимальной поглощенной обследуемым дозе рентге-
новского излучения;
2) оптимальное преобразование рентгеновского изображения в
оптическое, обеспечивающее получение врачом максимума информации,
содержащейся в рентгеновском изображении.
Рассмотрим простейший случай образования рентгеновского изобра-
жения, когда параллельный пучок монохроматического рентгеновского
7
л

излучения интенсивностью Jo падает на поглотитель — плоскопарал-
лельную пластину толщиной h, так что направление распространения
пучка нормально к поверхности "Пластины. Интенсивность рентгеновско-
го излучения в плоскости за пластиной обозначим J. Рентгеновский пу-
чок за пластиной является суперпозицией двух составляющих: части
пучка интенсивностью Jn, не изменившей направления при прохожде-
нии! через пластину, и рассеянного излучения с интенсивностью Jp,
образованного частью пучка, изменившей направление в результате
взаимодействия с веществом поглотителя:
J=Jn4_Jp>
J = Jn (14-Jp/Jn)=
где %= 1+Jp/Jn^ 1 — фактор накопления, характеризующий долю
рассеянного излучения в потоке, прошедшем через поглотитель. Если
рассеянное излучение отсутствует, то % = 1.
Известно, что
где у. — линейный коэффициент ослабления узкого монохроматиче-
ского пучка излучения в веществе поглотителя; h — толщина погло-
тителя.
Для характеристики взаимодействия рентгеновского излучения с
объектом в ряде случаев вместо линейного коэффициента ослабления
у удобно пользоваться слоем половинного ослабления излучения в дан-
ном материале. Слой половинного ослабления А равен такой толщине
поглотителя, при которой интенсивность излучения за поглотителем
уменьшается в 2 раза. Из закона ослабления излучения следует, что
0,693
И ‘
В случае монохроматического рентгеновского излучения значения ц и
А зависят только от энергии излучения и материала поглотителя. Для
немонохроматичеокого излучения слой половинного ослабления сущест-
венно Зависит также от толщины поглотителя и возрастает с ее увели-
чением (значение у соответственно уменьшается с толщиной поглоти-
теля). Таким образом, немонохроматическое излучение при фильтрации
веществом становится более «жестким» ['!].
В медицинской диагностике рентгеновское излучение получают при
торможении ускоренного электрическим полем потока электронов в
веществе анода рентгеновской трубки. При торможении кинетическая
энергия электронов превращается частично в тепловую энергию, ча-
стично в энергию квантов рентгеновского излучения. Это перераспре-
деление энергии носит вероятностный характер, вследствие чего возни-
кающее тормозное рентгеновское излучение содержит непрерывный
спектр квантов различных энергий. Максимальная энергия ем рентгенов-
ского кванта (выраженная в килоэлектроновольтах) тормозного излу-
8
чения достигается в случае, когда кинетическая энергия электрона пол-
ностью переходит в энергию излученного кванта.
ем = еП(кэВ),
где е — заряд электрона, U — напряжение, приложенное к рентгенов-
ской трубке (кВ).
Фбрма тормозного спектра определяется приложенным напряжени-
ем и рядом дополнительных факторов, из которых важнейшими явля-
ются поглощающая способность материалов анода и выходного окна
рентгеновской трубки и форма кривой изменения во времени прило-
женного к трубке электрического напряжения. Важной характеристикой
спектра является эффективная энергия еа тормозного излучения, равная
энергии такого, монохроматического излучения, которое имеет для дан-
ного объекта тот же слой половинного ослабления, что и спектр тор-
мозного излучения. Аналогично вводится понятие эквивалентного на-
пряжения иэ, связанного с эффективной энергией соотношением':
еэ = еПэ.	’
Для излучения диагностических рентгеновских трубок эквивалентное
напряжение несколько больше одной трети максимального значения
анодного напряжения. Представим интенсивность излучения за погло- '
тителем в виде:
J = Joxe-^h.
Фактор накопления % сложным образом зависит от материала и
толщины поглотителя, энергии первичного излучения и геометрии
опыта.
Пусть далее в пластине поглотителя толщиной h, линейный коэф-
фициент ослабления 'которой для данного излучения равен щ, имеется
локальная область толщиной d<h, причем линейный коэффициент
ослабления цг в этой области отличен от Ць Интенсивность Ji рентгв'
невского излучения, прошедшего через пластину в области, где пласти-
на однородна, представится формулой: .
' Ji = 30*е-И1Ь =	+ Jpl,
где Jpi — интенсивность рассеянного излучения.
Если пучок рентгеновского излучения пересечет локальную область
с линейным коэффициентом ослабления цг, то интенсивность пучка за
пластиной может быть выражена формулой:
J2 = J0e-Bih(w-M2)d + jp2j
где Jp2 — интенсивность рассеянного излучения, измеренная за пла-
стиной в том месте, где пучок излучения пересек локальную область
с линейным коэффициентом ослабления рг-
Назовем рентгеновским изображением распределение интенсивности
рентгеновского излучения, прошедшего через объект 'исследования
(пластину) в плоскости, нормаль к которой параллельна направлению
• ' *
5
распространения пучка падающего излучения. Если пластина имеет ло-
кальную неоднородность, ее рентгеновское изображение также будет
неоднородным.
Введем далее определения, полезные для дальнейшего анализа те-
невого рентгеновского изображения. Интенсивность рентгеновского из-
лучения в точках, лежащих внутри тени локальной неоднородности, на-
зовем интенсивностью неоднородности изображения. Интенсивность
рентгеновского излучения в остальных точках будем называть интен-
сивностью фона изображения. Контрастом неоднородности рентгенов-
ского изображения в точке с координатами х и у назовем величину:
Kp = J(X-’y,)~-J* .	(1)
^ф
где J (х, у) — интенсивность излучения в точке х и у; Лф — интенсив-
ность в области фона.
Таким образом, контраст рентгеновского изображения характери-
зует внутреннюю структуру исследуемого объекта.
Используя приведенные соотношения, найдем следующее выраже-
ние для контраста неоднородности рентгеновского изображения:
К = J2 ~ Ji _ Joe~Mlh [e(M1~w)d - 11 + JP2 - JP1
,p Jj	JoxeMlh
В том случае, когда площадь тени локальной неоднородности просве-
чиваемой пластины много меньше площади всего рентгеновского изо-
бражения и величина | (р1—ц2) d | <С 1, можно положить, что
e(Bi—« 1 4- (p-i—р.2) d,	(2)
Jp2 Jpl-
На основе (1) и (2) получим:
. {3)
Таким образом, контраст рентгеновского изображения локальной неод-
нородности растет с увеличением (щ—p2)d и уменьшается с увеличе-
нием фактора накопления х, т. е. с увеличением вклада рассеянного
излучения. Как будет показано далее, наблюдатель только тогда мо-
жет обнаружить неоднородность рентгеновского изображения и соот-
ветственно внутреннюю структуру просвечиваемого объекта, когда
рентгеновский контраст превышает некоторую пороговую величину.
Отсюда следует, что для увеличения чувствительности рентгеновской
диагностики необходимо уменьшать долю рассеянного излучения в пло-
скости приемника излучения.
С этой целью в рентгенодиагностике применяют отсеивающие рас-
тры, которые поглощают значительную часть рассеянного излучения,
и диафрагмы, ограничивающие сечение рабочего пучка излучения. Из
формулы (3) также следует, что контраст рентгеновского изображения
может быть увеличен за счет увеличения разности коэффициентов ос-
10
лабления излучения в области неоднородности и фона изображения.
Этого можно достичь заполнением анализируемой полости просвечи-
ваемого объекта специальным контрастным веществом, имеющимсу-
шественно больший линейный коэффициент ослабления излучения, чем
линейный коэффициент ослабления в области фона изображения. Та-
кое контрастирование применяется для исследования большинства
внутренних органов человека.
ЭНЕРГИЯ И ПОГЛОЩЕННАЯ ДОЗА ИЗЛУЧЕНИЯ-
КАЧЕСТВО ИЗОБРАЖЕНИЯ
Если измерять интенсивность рентгеновского излучения за объек-
том датчиком с площадью, чувствительной к излучению поверхности S
(см2), то его показания будут пропорциональны среднему числу кван-
тов излучения, поглощенных датчиком за время накопления (интегри-
рования) датчика т (с).
Обозначив через Пф среднее число квантов, эффективно поглощен-
ных датчиком за время т в области фона изображения, найдем (без
учета рассеянного излучения):
ПФ= Noe->nhST£,	(4)
где No — среднее число квантов, падающих на 1 см2 датчика в 1 с в
отсутствие объекта; £—коэффициент эффективного поглощения, рент-
геновских квантов в датчике, характеризующий долю квантов, внес-
ших свой вклад в показания датчика от общего числа упавших на не-
го квантов.
Если датчик расположен в области тени участка неоднородности
исследуемого объекта и площадь тени полностью перекрывает площадь
датчика, то среднее число квантов, поглощенных датчиком за время т,
изменится на величину Дп, равную
Дп = (И1 — р-2)б-пфЛ
Дп пропорционально среднему значению сигнала, информирующего
о неоднородности объекта. Из-за принципиально неустранимых флук-
туаций числа поглощенных в датчике рентгеновских квантов наблю-
даемая в каждый момент величина сигнала датчика будет случайной
величиной, в общем случае отличной от своего среднего значения. Со-
гласно распределению Пуассона среднеквадратичная флуктуация о
числа поглощенных в датчике квантов равна
°=У пф —Упф + Дп , ,
если	__ _
Дп < пф.
Среднеквадратичная флуктуация сигнала о неоднородности, объекта
пропорциональна среднеквадратичной флуктуации величины Дп:
<тс = У 2 ст.
11

Флуктуации числа поглощенных в датчике рентгеновских квантов,
т. е. квантовый шум, могут привести к тому, что сигнал датчика о не-
однородности объекта окажется полностью подавлен шумом. Для уве-
ренного обнаружения внутренней структуры объекта .'по анализу рент-
геновского изображения необходимо, чтобы среднее значение сигнала
о неоднородности объекта в несколько раз превышало среднеквадра-
тичную флуктуацию сигнала
Ап.>рос,
где р — пик-фактор шума, величина которого для практических при-
ложений выбирается в диапазоне: р=3-4-5.
Из этих соотношений можно получить неравенство, определяющее
минимальное значение Пф, необходимое для уверенного обнаружения
заданного контраста Кр= =- рентгеновского изображения:
Пф
(5)
р
Пороговое значение рентгеновского контраста для неоднородности
площадью ~ 1 см2, обнаруживаемого при помощи лучших систем ви-
зуализации рентгеновского изображения,^ имеет величину ~ 3-4-4 %.
Принимая, что время накопления в случае использования систем ви-
зуализации определяется временем накопления (инерции) глаза наблю-
дателя (т~0,1 с) и что коэффициент эффективного поглощения кван-
тов входным экраном системы визуализации имеет значение 0,2-4-
-4-0,4 на основе (4) и (5), получим для S=1 см2.
N = Noe~^ib > 10® квантов/см2с,	(6)
где N — плотность потока квантов, падающих на входной экран си-
стемы визуализации.
Такая плотность потока квантов в диапазоне напряжений на рентге-
новской трубке 40—150 кВ соответствует мощности дозы рентгеновского
излучения порядка 50 мкР/с.
Заметим, что значение рентгеновского контраста Кр связано с раз-
мером неоднородности d в направлении рентгеновского пучка соотно-
шением (3).
В частном случае, когда неоднородность объекта представляет со-
бой воздушную полость размером d в (3), можно пренебречь величи-
ной ц2 по сравнению с pf, тогда при отсутствии рассеянного излучения
(х=1) получим:
Kp~p1d = ^Ьб,
где 6 = d/h— относительный размер неоднородности исследуемого
объекта.
Чем меньше обнаруживаемая величина б, тем больше чувствитель-
ность метода рентгенодиагностики.
Из соотношения Kp~pih6 следует, что для увеличения чувствитель-
ности метода рентгеновской диагностики при заданном пороговом зна-
чении рентгеновского контраста системы визуализации (КР~3—4%)
12
целесообразно увеличивать произведение pih, т. е. уменьшать энергию-
рентгеновского излучения. В то же время_увеличение pih, согласно (6), '
требует существенно большей величины No и, следовательно, большей
интенсивности рентгеновского излучения. Принятое на практике усло-
вие,  чтобы мощность дозы излучения, поглощенной обследуемым^не
более чем в 30—50 раз превышала мощность дозьи падающей на рент-
геновский экран, соответствует для монохроматического излучения
> Pih^3,5—4, т. е. напряжениям на рентгеновской трубке в диапазоне
40—150 кВ.
Из вышеизложенного следует, что минимальная мощность поглощен-
ной обследуемым дозы ’ рентгеновского излучения даже при использо-
вании наилучших систем визуализации Не может быть меньше 1,5—
2,5 мР в секунду — в противном случае чувствительность рентгеновской
диагностики недопустимо уменьшится. Указанное ограничение обуслов-
лено квантовыми флуктуациями ^рентгеновского потока и не может быть
устранено совершенствованием систем визуализации изображения. \
 При использовании тормозного рентгеновского излучения информа-
тивную ценность имеют только те компоненты тормозного спектра, ко-
торые после прохождения через исследуемый объект достигают вход-
ного экрана системы визуализации. Поэтому низкоэнергетическая часть
спектра («мягкое» излучение), которая практически не достигает вход-
ного экрана системы визуализации,/обычно поглощается дополнитель-
ным фильтром у выходного окна рентгеновской трубки.
ГЕОМЕТРИЧЕСКИЕ ОСОБЕННОСТИ ИЗОБРАЖЕНИЯ
При анализе метода рентгенодиагностики для простоты изложения
было принято, что теневое рентгеновское изображение образуется па-
раллельным пучком излучения, падающим нормально к плоской поверх-
ности исследуемого объекта. Полученные выводы, однако, не изменятся
и для образования рентгеновского изображения расходящимся пучком
излучения. Реальные источники рентгеновского излучения дают именно
расходящийся пучок, выходящий из фокусного пятна анода рентгенов- 
ской трубки. В расходящемся пучке интенсивность рентгеновского из-
лучения убывает обратно пропорционально квадрату расстояния от
фокуса -рентгеновской трубки. Для получения! большей интенсивности
излучения в плоскости входного экрана системы визуализации и, сле-
довательно, для получения (большей яркости свечения экрана при дан-
ной мощности рентгеновской трубки выгодно максимально приблизить
фокус трубки и экран к исследуемому объекту.
Однако приближение фокуса трубки к поверхности объекта конеч-
ной толщины приводит к искажению геометрических соотношений в
теневом рентгеновском изображении — одинаковые по размерам струк-
турные элементы объекта в зависимости от расстояния до фокуса
трубки дадут существенно различные по площади тени. Поэтому при
рентгенодиагностике экран для просвечивания или пленку максималь-
но приближают к поверхности объекта, в то время как фокус трубки
удаляют от объекта исследования не менее чем на 35 ем, что сущест-
J8
-J	<
Рис. 1. Образование геометрической составляющей нерезкости изображения при точеч-
ном фокусе и фокусе конечных размеров.
а — точечный фокус; б — фокус конечного размера; / — фокус трубки; 2— поглотитель; 3 — при- Л
емник излучения; АБ, А'Б1 — поле облучения; Б’В1 — область полутени; ВТ1 — область тени; с —
расстояние до поглотителя; d — расстояние до приемника.
венно также для радиационной безопасности пациента и уменьшения
геометрической нерезкости рентгеновского изображения.
Для установления связи между геометрической .нерезкостью границ
теневого изображения, (геометрией исследования и размерами фокус-
ного пятна рентгеновской трубки рассмотрим теневое изображение
абсолютно непрозрачной полуплоскости, граница которой лежит на оси
расходящегося пучка излучения (рис. 1). В случае точечного фокуса
рентгеновской трубки (рис. 1,а) граница между областью наибольшей
яркости теневого изображения и областью полной тени абсолютно рез-
кая — на линии, проходящей через ось пучка излучения яркость экрана
скачком уменьшается до нуля. При конечных размерах фокусного пят-
на рентгеновской трубки (рис. 1,6) переход от области наибольшей
яркости изображения к области полной тени происходит постепенно —
вместо резкой границы образуется переходная область полутени.
Как видно из рис. 1,6, ширина полутени
ФГ = Ь —,
с
где b — размер фокусного пятна рентгеновской трубки; с — расстоя-
ние от фокуса трубки до непрозрачной полуплоскости; d — расстоя-
ние от непрозрачной полуплоскости до рентгеновского экрана или
пленки.
Отсюда следует, что при данном размере фокусного пятна рентге-
новской трубки геометрическая нередкость изображения тем больше,
чем ближе фокус трубки к объекту и чем дальше находится от объекта
экран или пленка. Кроме геометрической нерезкости, к плавным пере-
ходам интенсивности между соседними участками рентгеновского изо-
бражения приводит также сама структура внутренних органов челове-
ка, толщина которых изменяется постепенно. Эта нерезкость границ
14
изображения имеет место даже при точечном источнике излучения и:
называется морфологической нерезкостью изображения.
Исключительно важное значение для медицинской рентгенодиагно-
стики имеет динамическая нерезкость изображения, возникающая из-за
естественной подвижности некоторых внутренних органов человека*
Так как любая система рентгено-оптического преобразования имеет
характерное время накопления или усреднения (время экспозиции плен-
ки, время инерции рентгеновского экрана и глаза наблюдателя, время
образования кадра в телевизионных системах и т. д.), изменение струк-
туры объекта за время накопления приводит к размытию границ по-
лучаемого изображения — возникает динамическая нерезкость Фд, ко-
торая тем меньше, чем меньше время накопления и подвижность ис-
следуемого органа. При соответствующем видоизменении методики
рентгенологического исследования эффект образования динамической
нерезкости может- быть использован в диагностических целях — это
осуществляется в различных системах для послойного исследования —
томографии. При томографии согласованное движение источника рент-
геновского излучения и пленки относительно объекта позволяет раз^
мыть мешающие тени не подлежащих исследованию органов и тем
самым более резко выделить структуру исследуемого слоя объекта.
В большей части 'методик рентгенодиагностики источник рентгенов-
ского излучения неподвижен относительно системы преобразования
изображения. В этом случае аппаратура для медицинской диагностики
должна допускать возможность изменения пространственного положе-
ния обследуемого в процессе исследования, так как из-за сложности
его внутренней структуры в рентгеновском теневом изображении проис-
ходит наложение друг на друга теней от различных органов, лежащих
на пути рентгеновского пучка. Необходимость отделения изображения
исследуемосо-ощщца-ют мешающих теней требует возможности рентге-
новского исследования в различных проекциях (в различных позициях
объекта), что в свою очередь налагает определенное требование на
аппаратурное оснащение рентгенодиагностических процедур.
КАЧЕСТВО ИЗЛУЧЕНИЯ И ЭЛЕКТРИЧЕСКИЕ ПАРАМЕТРЫ
РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКОГО АППАРАТА
Связь между качеством рентгеновского излучения, определяющим
его информационную способность, и электрическими параметрами рент-
геновского аппарата можно установить из зависимости распределения
энергии излучения в тормозном спектре от напряжения и тока рентге-
новской трубки. Плотность потока J(e) энергии тормозного излучения,
выходящего из анода рентгеновской трубки в диапазоне энергии кван-
тов e4-e+de в первом приближении можно представить в виде [49]
J(e) = 2c'iZ(eM —е),	(7)
)
где i'— ток рентгеновской трубки; Z — атомный номер вещества
анода; ем — максимальная энергия тормозного спектра; с—коэффи-
циент пропорциональности. I
J5
Энергия, излучаемая в одну секунду в телесном угле 4л, опреде-
ляется соотношением:	•».
®м
Jos J(e)de = c'iZe^ = ciZU2,	(8)
о
!
где с=с'е2= Ю^В-’, если-энергия в ваттах, ток трубки в амперах,
а напряжение в вольтах.
В дальнейшем под величиной Jo в (8) будем понимать интенсив-
ность падающего рентгеновского излучения в плоскости входного экра-
на системы преобразования при отсутствии поглотителя. При этом
коэффициент с зависит от расстояния между трубкой и экраном и не
определяется соотношением (8). Интенсивность рентгеновского излуче-
ния за поглотителем (без учета рассеянного излучения) может быть,
представлена в виде
о
где ц(е)—линейный коэффициент ослабления рентгеновского излу-
чения с энергией е; h — толщина поглотителя.
Так как линейный коэффициент ослабления ц сложным образом за-
висит от энергии рентгеновского излучения, интенсивность излучения
может быть вычислена только для конкретного поглотителя. Для ин-
тенсивности излучения за биологическими объектами эмпирически по-
лучено [26]:
J «J CjiZU",
(9)
где с; — коэффициент пропорциональности; п — показатель степени,
зависящий от объекта исследования.
В условиях медицинской диагностики показатель h изменяется в
диапазоне от 3 до 6. На рис. 2 приведена зависимость показателя h от
напряжения на трубке для различной толщины поглотителя [108]. Для
ориентировочных расчетов чаще всего принимают h=5 [26][. Соотноше-
ния (8) и (9) получены в предположении, что напряжение и ток рент-
геновской трубки не изменяются во времени. Это условие практически
соблюдается, если ток трубки КЗ мА, а емкость высоковольтных ка-
белей велика при наличии сглаживающей емкости, включенной парал-
лельно рентгеновской трубке. Во всех остальных случаях напряжение
на трубке и ток трубки изменяются во времени, так что соотношения
(8) и (9) справедливы только для мгновенных значений интенсивно-
сти, напряжения и тока трубки. Так как любой метод регистрации
рентгеновского излучения имеет определенное время накопления т, для
передачи информации важра интенсивность Jo и J, полученная усред-
16	.
Рис. 2. Показатель степени п в функции от Va для различной толщ,ины фильтра из
алюминия (Z=13) : 20 мм (1), 15 мм (2), 10 мм (3), 5 мм (4).
пением Jo и J за период Т изменения напряжения и тока трубки (если
т>Т) или за время т (если т<Т).
min (Т, т)
т = —’	f J0(t)dt.
0 min (Т, т) )	0 v 7
о
min (Т, т)
J= -т- С J(t)dt.
пип (Т, т) J v '
о
Эффективная энергия еэ пучка рентгеновского излучения в случае пере-
менного напряжения и тока трубки может быть, очевидно, определена
из соотношения:
J = Joe-^h,	(Ю)
где р,э — линейный коэффициент ослабления монохроматического из-
лучения с энергией еэ в данном поглотителе. Значения величин Jo и J
и соответственно эффективной энергии пучка рентгеновского излучения
зависят не только от амплитудных значений напряжения и тока труб-
ки, но и от формы кривых изменения во времени тока и напряжения
рентгеновской трубки.
В рентгенодиагностических аппаратах максимальное значение напря-
жения Ua на трубке определяет максимальную
2—233	6 4 4О2ЦЗ/ I
яеяг
Рис. 3. Интенсивность J, доза
излучения D и напряжение на
рентгеновской трубке Ua для
однофазной схемы выпрямле-
ния.
ских квантов, а среднее значение тока 1а
трубки легко измеряется приборами и мо-
жет быть использовано при оценке проте-
кающего через трубку количества электри-
чества Q=Iat, что в свою очередь в боль-
шой степени определяет дозу излучения
(если известно Ua). Поэтому далее везде
будет идти речь о максимальном значении
напряжения и среднем значении тока, если
другие значения этих величин не оговари-
ваются особо.
В качестве примера сравним интенсив-
ность излучения для двух случаев:
1. Напряжение и ток трубки постоянны.
2. Напряжение на трубке изменяется по
закону
u=Ua|sina|.
Ток трубки определим соотношением:
i = 0,5 л1а | sin a |
так, чтобы среднее значение тока трубки в.
обоих случаях было одинаковым.
В соответствии с изложенным получим:
1) J0=cZIaU1 2 * * *a; J = c1Z.IaU6a,
2) Jo = 0,67cZIaUa; J = ОЛЭс^ЦЛ,
т. e. интенсивность излучения за объектом во втором случае более чем
в два раза меньше, чем в первом. В соответствии с (10) получим так-
же, что эффективная энергия излучения во втором случае меньше, чем
в первом. Сказанное выше наглядно иллюстрирует рис. 3, где построе-
ны в относительных единицах значения напряжения на рентгеновской
трубке, интенсивности и дозы излучения за полупериод питающего на-
пряжения при постоянном среднем токе трубки для однофазной схемы
выпрямления высокого напряжения. Рентгеновская трубка в действи-
тельности обладает нелинейным сопротивлением, поэтому форма изме-
нения анодного тока отлична от закона изменения анодного напряже-
ния. Из-за несинусоидальности формы кривой тока отношение интен-
сивностей при постоянном и синусоидальном напряжениях на трубке
изменяется в пределах 0,5—0,67. Наилучшее качество изображения
достигается при минимальном размере фокуса рентгеновской трубки
(геометрическая нерезкость минимальна), оптимальном значении на-
пряжения, максимальном значении анодного тока и (минимальном, вре-
мени накопления (минимальная динамическая нерезкость) при форме
кривой напряжения и тока трубки, близких к прямоугольной.
4
Легко видеть, что приведенные условия являются противоречивши
и не могут быть удовлетворены в полной мере. Например, уменьшение
фокуса рентгеновской трубки из-за ограничения удельной тепловой на-
грузки на единицу поверхности анода, бомбардируемого электронами,
неизбежно приводит к уменьшению допустимого значения анодного 'то-
ка, а следовательно, к увеличению динамической нерезкости. Напря-
жение на трубке также не всегда может быть выбрано оптимальным,
поскольку из-за ограниченной мощности аппарата в ряде случаев не
удается получить достаточной интенсивности излучения и обеспечить
минимальную динамическую нерезкость.
Для максимально возможного удовлетворения сформулированных
условий можно, однако, принять ряд мер, к которым относятся: пере-
ход к трехфазным схемам питания (там, где это допустимо По ко»-
структивным соображениям) с шести- и двенадцатифазными схемам^
выпрямления, обеспечивающими форму напряжения и тока, близкую
к прямоугольной, введение сглаживающих емкостей на стороне высоко*
го напряжения, использование трубок с вращающимся анодом, обла*
дающих высокой удельной нагрузкой на единицу поверхности фокусного
пятна, увеличение мощности рентгеновской трубки при пониженных
значениях напряжения.
Эти технические решения не освобождают, однако, от необходимо-
сти обоснованно выбирать условия рентгеновского исследования, ntept*
вуя одними параметрами качества изображения за счет улучшения дру-
гих, наиболее важных в каждом конкретном случае. Дело в том, что
требования, предъявляемые к аппаратуре при исследовании различных
органов, оказываются различными, поскольку различны скорость дви-
жения органов, плотность и размеры подлежащих различению морфо-
логических деталей строения организма.
Различные рентгенодиагностические методики накладывают те ИЛИ
иные ограничения на допустимые значения динамической и геометри-
ческой нерезкостей рентгеновского изображения и как следствие этого
требуют различных размеров фокусного пятна рентгеновской трубки,
а также различного качества и интенсивности рентгеновского излуче-
ния и предъявляют различные требования к рентгеновской аппара-
туре.
2"
Глава II
МЕДИЦИНСКИЕ ТРЕБОВАНИЯ
К РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКИМ АППАРАТАМ
Человек как объект рентгенологического исследования представ-
ляет собой сложную неоднородную структуру, отдельные элементы ко-
торой существенно различны. Поэтому выбор условий рентгенологиче-
ского исследования оказывается весьма сложным делом и должен ос-
новываться на многолетнем опыте рентгенодиагностики.
В практике рентгенодиагностики используется более ста различных
методик исследования, и описание всех их не входит в круг задач этой
книги. Желающим ознакомиться с этим вопросом рекомендуется спе-
циальная, литература [27, 42, 54, 69]|.
Ниже приводятся только те основные особенности проведения рент-
генологических исследований, которые определяют конструктивное ис-
полнение и эксплуатационные параметры рентгенодиагностической ап-
паратуры.
. В рентгенодиагностике исследования разделяются по следующим
основным органам и системам организма: органы дыхания, сердце и
кровеносная система, органы пищеварения, органы мочеполовой систе-
мы, костно-суставная система и череп, спинной и голодной мозг.
При рентгенологическом исследовании рентгенодиагностический ап-
парат используется в двух электрических режимах: в режиме просве-
чивания (рентгеноскопия) и в режиме снимков (рентгенография). Ре-
жим снимков является технически более сложным и обусловливает
предельные требования к электрическим параметрам аппарата.
В современной рентгенодиагностике в режиме просвечивания все
шире используется усилитель яркости рентгеновского изображения
(УРИ).
Использование УРИ вносит в технику рентгенодиагностики ряд важ-
ных возможностей:
—	дистанционное наблюдение изображения с помощью средств те-
левидения (что при наличии телеуправления штативом позволяет выве-
сти персонал из зоны облучения);
—	рассматривание изображения при более высоком уровне осве-
щенности телевизионного экрана (по сравнению с обычным просвечи-
вающим экраном), что создает оптимальные условия восприятия
изображения зрительным анализатором человека и не требует дли-
тельной адаптации зрения;
20'
—	прицельную фотосъемку или киносъемку с экрана УРИ;
—	изменение масштаба изображения в УРИ с двумя или тремя
размерами рабочего поля.
Требования к УРИ, в частности к таким параметрам УРИ, как раз-
мер рабочего поля и разрешающая способность, различны и обуслов-
лены особенностями проведения рентгенологического исследования раз-
личных органов и систем организма.
Органы дыхания. Рентгенологическое исследование органов дыхания
проводится, как правило, в условиях выявления естественного контра-
ста, так как плотность различных органов (гортань, легкие, бронхиаль-
ное дерево и др.) неодинакова по сравнению с окружающими их тка-
нями.
Особенностями исследования являются необходимость учета значи-
тельной подвижности органов, а также выявление образований малых
размеров до 1—2 мм. Поэтому при рентгенографии в целях снижения
динамической и геометрической составляющих нерезкости изображе-
ния необходимы короткие выдержки времени снимка и малые размеры
фокуса рентгеновской трубки. Эти требования противоречивы и тре-
буют определенной оптимизации относительно качества изображения.
Для получения оптимальной контрастности рентгенографического
изображения снимки легких производят при напряжении на трубке
порядка 60—90 кВ (в зависимости от мощности аппарата), экспозиция
не превышает обычно 10—20 мАс: при этом для трехфазного питающе-
го устройства мощностью 50 кВт при фокусе трубки 2X2 мм необхо-
дима выдержка времени снимка 0,04—0,06 с.
Для изучения структуры трахеи и крупных сосудов в ряде случаев
применяют технику «жесткой съемки»: напряжение на трубке 100—
125 кВ, экспозиция 3—5 мАс. При таком режиме можно пользоваться
рентгеновской трубкой с микрофокусом размером 0,3X0,3 мм и полу-
чать выдержки времени при снимках до 0,2—0,3 с при фокусном рас-
стоянии 70 см. Таким образом, можно достичь минимума геометриче-
ской составляющей нерезкости за счет снижения контраста изображе-
ния и увеличения динамической составляющей нерезкости. Детальное
изучение легочного рисунка, выявление мелких полостей, исследование
скелета грудной клетки требуют снимков с прямым геометрическим
увеличением изображения. Обязательным условием получения качест-
венных снимков при увеличении в 1]/2—2 раза является использование
рентгеновских трубок с микрофокусом 0,3X0,3 мм. Для увеличенных
снимков необходимы: напряжение на трубке 100—125 кВ, ток 15—
25 мА при выдержке времени снимка до 3—5 с.
Для получения размеров изображения органов грудной клетки,
близких к истинным размерам, снимки выполняют при фокусном рас-
стоянии до 200 см (телеснимки). При этом динамическая составляю-
щая нерезкости изображения увеличивается из-за необходимости обес-
печить большое значение дозы излучения при ограниченной мощности
питающего устройства.	'
Снимки легких чаще всего делают в двух стандартных проекциях
прямой и боковой на пленку размером 35X35 см или 30X40 см. При
21
снимках отдельных участков органов грудной клетки используют плен-
ки форматом 24X30 см и 18X24 см.
Рентгеноскопия (просвечивание) при исследовании органов грудной
клетки применяется обычно для изучения состояния легких и диафрагм
при дыхании. Наиболее эффективно просвечивание с помощью УРИ,
рабочее поле которого не менее 320 мм.
Рентгеноскопию проводят в вертикальном положении обследуемо-
го (оротоскопия), в горизонтальном (трохоскопия), в горизонтальном
положении с занижением головы (положение по Тренделенбургу), в
положении обследуемого лежа на боку при горизонтально направлен-
ном пучке излучения (латероскопия), а также в прямой, боковой и
косых проекциях. Соответственно штативное устройство должно обес-
печивать возможности исследований во всех необходимых положениях.
В ряде случаев при рентгеноскопии легких применяют полипози-
ционное исследование (многопроекционная орто-, трохо- и латероско-
пия в сочетании с многоосевым исследованием). Такие исследования
требуют специальных полипозиционных штативов.
Особое место в рентгенологическом исследовании органов грудной
клетки занимает флюорография (снимки с флюоресцентного экрана).
В ряде случаев крупнокадровая флюорограмма (100ХЮ0 мм или
70X70 мм) может в определенной мере заменить или дополнить круп-
ноформатную рентгенограмму.
Для дифференцированного изучения состояния отдельных участков
легких, гортани, бронхиального дерева применяют специальные мето-
дики исследования, такие как, томография, бронхография, кимогра-
фия [42].
Важное значение при исследовании легких имеет томография (по-
слойное исследование). На обычной рентгенограмме легких, представ-
ляющей сложное суммарное изображение объемного объекта, измене-
ния отдельных глубинных областей легких трудноразличимы. Томогра-
фия позволяет размазать изображение мешающих теней ребер и таким
образом облегчить выявление изменений строения тканей, расположен-
ных на различной глубине и уточнить состояние исследуемого объекта.
При исследовании легких применяется продольная и поперечная
томография в горизонтальном, вертикальном и промежуточных поло-
жениях больного в прямой, боковой и косых проекциях. Преимущест-
венное распространение получила продольная горизонтальная томо-
графия.
Томография предъявляет ряд дополнительных требований к шта-
тивным устройствам, в том числе основное требование о синхронном
перемещении источника и приемника излучения относительно объекта.
Особых требований к питающим устройствам томография легких
не предъявляет. Примерные условия послойного исследования легких
составляют: напряжение на трубке 60—80 кВ, ток 25—30 мА и вы-
держка времени снимков 0,5—1 с. Такой режим обеспечивается питаю-
щим устройством мощностью 30—50 кВт. Томограммы органов грудной
клетки обычно выполняются на пленку форматом 35X35 см или
43X43 см при фокусном расстоянии 100—140 см.
22
Техника исследования при бронхографии, когда бронхиальное дере-
во заполняется контрастным веществом, требует выполнения серии
снимков от 4 до 8 по мере прохождения контрастного вещества. Вслед-
ствие затрудненного дыхания обследуемого при снимках необходимы
короткие выдержки до 0,01 с. Бронхография предъявляет также специ-
альные требований к штативу, связанные с особенностями рентгено-
бронхологического исследования в горизонтальном положении пово-
ротного стола-штатива [52JL
•4 Для исследования функционального состояния грудной клетки при-
меняется рентгенокимография. При этом край подвижного органа, пе-
ремещаясь в прямом и обратном направлениях, создает теневую карти-
ну перемещения на пленке, которая движется перпендикулярно длин-
ной стороне щели, через которую проходит пучок рентгеновских лучей.
Исследование органов дыхания, ребер и диафрагмы производится
с помощью движущейся кимографической решетки с вертикальными
щелями. Положение пациента такое же, как и при рентгенографии
легких.
Одним из способов рентгенокимографии является электрокимогра-
фия, применяющаяся при регистрации легочной вентиляции и легоч-
ного пульса. Регистрация использует изменение яркости экрана для
просвечивания в зависимости от плотности исследуемого объема, через
который проходит пучок излучения. Сцинтиляционным датчиком, свече-
ние экрана преобразуется в электрические сигналы, амплитуда которых
пропорциональна интенсивности излучения, прошедшего через объект.
Электрический сигнал через фотоумножитель передается на блок реги-
страции и записывается в виде кривой на бумажной ленте.
Сердце и кровеносная система. Общее рентгенологическое исследо-
вание сердца и крупных кровеносных сосудов, имеющих большую плот-
ность, чем легочные поля, использует естественный контраст тканей,
органов грудной клетки.
Основными методиками исследования размеров, формы, положения
и пульсаций сердца и крупных сосудов является рентгеноскопия и рент-
генография.
Рентгенография сердца предъявляет к питающим устройствам более
жесткие требования, чем исследования органов дыхания. Это связано
с необходимостью значительно более коротких выдержек времени сним-
ков, обусловленной достаточно быстрыми сокращениями сердца (от-
дельные фазы сердечного цикла длятся 0,2—0,3 с). Для снижения ди-
намической составляющей нерезкости рентгенограммы выдержка - вре-
мени при рентгенографии должна быть не более 0,01—0,04 с. Это тре-
бование не всегда удается выполнить, поскольку сердце является более
плотным объектом по сравнению с легкими, а экспозиция при напря-
жениях на трубке 80—90 кВ составляет 20—25 мАс.
При этих условиях можно достичь умеренного контраста изобра-
жения, когда четко различимы контуры сердца и легочный рисунок
до мелких сосудистых ветвей. При исследовании сердца и сосудор в
ряде случаев снимки выполняют без отсеивающей решетки, применение
которой заставляет увеличивать выдержку времени снимка.
23
Требуемый режим исследования может быть обеспечен питающим
устройством мощностью 50 кВт (анодный ток, при напряжении 90 кВ —
600 мА), время выдержки составит при этом 0,05 с.
Общее исследование сердца проводят, как правило, в прямой и ко-
сых проекциях при вертикальном положении обследуемого; при рентге-
носкопии прицельные снимки обычно не производят. Обзорные снимки
сердца и крупных сосудов в прямой проекции делают на пленку
30X40 см или 35X35 см, в боковой и косых проекциях —на пленку
24X30 см.
Для установления истинного размера сердца делают телеснимки с
фокусным расстоянием 150—200 см.
Рентгенологическое исследование функционального состояния поло-
стей сердца, сосудов грудной клетки и всей разветвленной кровеносной
системы проводится с помощью специального рентгеноконтрастного ис-
следования— ангиографии.
При ангиографии полости сердца и сосудов (непосредственно или
через управляемый катетер) заполняются контрастным веществом. По
мере продвижения контрастного вещества по сосудам делают серию
снимков со скоростью, позволяющей получить снимки в разные фазы
сокращения сердца, а также на разных участках прохождения контраст-
ного вещества по сосудам исследуемой системы.
Снимки выполняются с помощью специальных устройств для серий-
ной рентгенографии либо фоторегистрацией, либо киносъемкой с экра-
на УРИ.
В зависимости от исследуемого участка сосудистой системы, поло-
жения сосудов, пути или места введения контрастного вещества раз-
личают ряд методик ангиографии: ангиокардиография (исследова-
ние сердца и прилегающих к нему сосудов), коронарография (иссле-
дование коронарных сосудов сердца), церебральная ангиография
(исследование сосудов головы), флебография (исследование вен)ит.д.
Анализ электрических режимов работы рентгеновской трубки для
проведения ангиографии показывает, что наиболее жесткие требования
к питающим устройствам и излучателям предъявляют ангиокардиогра-
фия и главным образом коронарография.
Отличительной особенностью рентгенологического исследования ко-
ронарных сосудов сердца является необходимость регистрации бы-
стрых и сложных движений, возникающих в результате сокращения
сердца и пульсирующего продвижения крови по сосудам. Анализ серии
рентгенограмм, выполненных последовательно с числом снимков до 6
в секунду, позволяет оценить скорость кровотока. В различные момен-
ты сердечного цикла на разных участках значения скорости кровотока '
оказываются различными и составляют 15—20 см/с. Для получения изо-
бражения с динамической нерезкостью не более 0,25 мм снимок коро-
нарного сосуда должен быть выполнен за время порядка 0,002—0,001 с.
Коронарные сосуды даже при их контрастировании из-за малых раз-
меров настолько мало контрастны на фоне сердца, что при коронаро-
графии следует выбирать условия, соответствующие наибольшему кон-
трасту изображения (наименьшее допустимое напряжение на рентге-
24
новской трубке). Однако из-за ограниченной мощности аппаратуры это
требование оказывается в противоречии с требованием о минимальной
динамической и геометрической нерезкости изображения, так как воз-
растание экспозиции при меньшем напряжении требует больших раз-
меров фокуса трубки.
При напряжении на рентгеновской трубке 80—90 кВ для обычной
плотности почернения рентгенограммы при коронарографии требуется
экспозиция 15—20 мАс; при выдержке 0,001 с это соответствует
20 000 мА для крупноформатной съемки. Такой режим можно осущест-
вить питающим устройством мощностью не менее 2000 кВт, что техни-
чески неосуществимо.
Современный уровень техники позволяет построить питающие уст-
ройства, обеспечивающие мощность в импульсе порядка 150 кВт. При
этом крупноформатные снимки коронарных сосудов могут быть выпол-
нены при выдержке не менее 0,01 си токе до 1500—2000 мА. Такой
режим возможен при использовании рентгеновских трубок с анодами
повышенной теплоемкости со скоростью вращения анода 9000 об/мин
при фокусе 1,8X1,8 мм.
Перспективным направлением развития техники съемки, позволяю-
щим осуществлять коронарографию при выдержках порядка 0,001 с на
аппаратах сравнительно небольшой мощности, является переход от
крупноформатной съемки к снимкам с экрана УРИ на 70- и 100-милли-
метровую фотопленку; это возможно лишь при достаточно высоком
качестве изображения.
При ангиографии магистраль’ных сосудов, церебральной ангиогра-
фии и ангиографии сосудов спинного мозга скорость кровотока су-
щественно меньше, однако из-за значительной плотности объекта ис-
следования мощность питающего устройства должна быть не менее
100 кВт при выдержке 0,05 с.
Для исследования периферических сосудов, флебографии и лимфо-
графии, где скорость кровотока и плотности объектов сравнительно
невелики, достаточна выдержка 0,1 с и мощность питающего устройст-
ва 50 кВт.
Для экстренной ангиографии на местах, где основным оказывается
требование о малых габаритах и весе аппаратуры, можно допустить
при известном снижении качества исследования применение транспор-
табельных передвижных разборных аппаратов мощностью порядка
10—15 кВт.
При исследовании сердца и сосудов введение катетера требует по-
стоянного и достаточно длительного визуального наблюдения положе-
ния катетера под излучением. Это требует в свою очередь обязатель-
ного применения УРИ с телевизионным наблюдением изображения, ко-
торый позволяет обеспечить радиационную безопасность исследования.
Тенденция применения фото- и киносъемки с экрана УРИ позволяет
видеть, что современным требованиям ангиографии будут удовлетво-
рять два типоразмера УРИ: однопольные УРИ с диаметром рабочего
поля не менее 170 мм и разрешением до 2—3 л/мм на фотоканале и
Двухпольные УРИ с диаметром рабочего поля 320 и 150 мм с разре-
25,
шением телевизионного тракта 0,5 л/мм. УРИ с фотокамерами с раз-
мером кадра ЮОХЮО мм и 70X70 мм уже в настоящее время позво-
ляют перейти в ряде методик ангиографии от крупноформатной съемки
к снимкам с экрана УРИ. Это особенно важно при коронарографии, так
как позволяет в наибольшей мере удовлетворить требования к мощно-
сти питающих устройств рентгенодиагностических аппаратов.
При ангиокардиографии, и особенно при коронарографии, особую
диагностическую ценность имеет скоростная двухпроекционная кино-
съемка с экрана УРИ со скоростью до 200 сн/с. Для иных методик
исследования достаточна скорость съемки др 80 сн/с.
Рентгенокиносъемка сердца и сосудов производится в среднем при
напряжении на рентгеновской трубке 75—100 кВ, длительности импуль-
са 1—5 мс и анодном токе 100—200 мА (примерно 0,5 мАс. на кадр).
Продолжительность исследования составляет обычно 10—20 с; полная
длительность не превышает 1—2 мин. Для снижения лучевой нагрузки
на врача и на больного при скоростной рентгеносъемке применяют им-
пульсную киносъемку, при которой включение рентгеновской трубки
синхронизировано с обтюратором кинокамеры.
В процессе ангиографического исследования производится достаточ-
но сложное взаимное перемещение обследуемого и источников излуче-
ния. Так, при укладке обследуемого и при введении катетера произво-
дится центрировдние области исследования относительно источника и
приемника излучения. Для этого необходимы свободные перемещения
деки стола в горизонтальной плоскости в двух взаимоперпендикуляр-
ных направлениях.
Для церебральной ангиографии необходимо иметь возможность бы-
стро наклонить деку стола на угол не менее 12° относительно гори-
зонтальной плоскости.
При серийных снимках магистральных и периферических сосудов,
для того чтобы проследить за продвижением контрастного вещества,
необходимо осуществлять ряд последовательных серий снимков по всей
длине исследуемой области. Для этого необходимо фиксированное
перемещение деки стола вдоль продольной оси с шагом порядка
20—30 см.
При ангиокардиографии и коронарографии иногда возникает необ-
ходимость снимков в боковой проекции, и поэтому должен быть обес-
печен поворот источника и приемника излучения на угол ±90° относи-
тельно продольной оси стола.
Особенности ангиографии обусловливают основные требования к
специальному столу для укладки обследуемого при серийных снимках
и при введении катетера в случае исследования полостей и сосудов.
Ангиографические исследования, которые сопровождаются введением
катетера в полости сердца или в сосуды, требуют быстрого перехода от
просвечивания к снимкам и обратно. Это в значительной степени опре-
деляет требования к вариантам размещения рентгеновских излучате-
лей, УРИ и серийной кассеты относительно стола.
При ангиокардиографии, коронарографии, ангиографии магистраль-
ных сосудов и церебральной ангиографии проводят двухпроекционную
26
/
скоростную серийную съемку со скоростью до 6 снимков в секунду на
пленку форматом 35X35 см и 24X30 см.
Артерио- и венографию конечностей производят на пленку форма-
том 20X80 см. При этом исследования выполняются как при горизон-
тальном, так и при вертикальном положении больного.
Для исследования сердца и сосудов применяются также рентгено-
кимография и электрокимография. Требования, предъявляемые к ап-
паратуре при проведении этих исследований, аналогичны требованиям
при исследовании органов грудной клетки.
Органы пищеварения. Особенностями органов пищеварения, создаю-
щими специфику рентгенологического исследования, являются глубин-
ное расположение их в организме, большая протяженность, структур-
ное и функциональное разнообразие, а также относительно небольшое
различие в плотности отдельных участков желудочно-кишечного тракта
по сравнению с окружающими тканями организма [33].
Техника исследования органов пищеварения охватывает рентгено-
скопию, рентгеноскопию с прицельной рентгенографией; исследование
выполняется в условиях искусственного контрастирования с примене-
нием рентгеноконтрастных веществ. Так как органы пищеварения рас-
полагаются во внутренних областях организма и окружены тканями
относительно большой плотности, а также вследствие значительной
собственной плотности, создаваемой искусственным контрастировани-
ем, снимки органов пищеварения требуют большой мощности питаю-
щего устройства рентгенодиагностического аппарата.
Условия рентгенографии здесь диктуются следующими соображе-
ниями. Наименьший размер выявляемых деталей составляет несколько
миллиметров, поэтому к геометрической составляющей нерезкое™, изо-
бражения жесткие требования не предъявляются. Значительный пере-
пад контрастов при искусственном контрастировании позволяет ис-
пользовать достаточно высокие напряжения на рентгеновской трубке,
получая рентгенограммы «слабо- и умеренноконтрастные». Функциони-
рование желудочно-кишечного тракта сопровождается значительной
собственной подвижностью органов с относительно небольшой скоро-
стью (порядка 20 мм/с). Поэтому приемлемое значение динамической
составляющей нерезкое™ изображения достигается при выдержке по-
рядка 0,1 с.
Близким к оптимальному режимом рентгенографии желудочно-ки-
шечного тракта является исследование на большом фокусе (2X2 мм)
рентгеновской трубки при напряжениях 90—120 кВ, экспозиции до
50 мАс и выдержках времени до 0,1 с; это может быть обеспечено пи-
тающим устройством мощностью 50 кВт.
Характерной особенностью исследований органов пищеварения яв-
ляется требование наименьшего перерыва между снимками и между
просвечиванием и снимками. Дело в том, что контрастное вещество до-
статочно быстро распространяется по желудочно-кишечному тракту,
постоянно изменяя рентгенологическую картину, и для того чтобы уло-
вить и зафиксировать данное состояние, необходимо иметь возмож-
ность достаточно быстро произвести снимок.
27
Снимки, получаемые непосредственно после визуального наблюде-
ния, называют прицельными. В ходе исследования выполняется иногда
до 10—15 прицельных снимков. Выполнение прицельных снимков непо-
средственно за просвечиванием накладывает определенные ограниче-
ния на допустимую тепловую нагрузку анода рентгеновской трубки.
При рентгеноскопии органов пищеварения особенно важно исполь-
зование УРИ, позволяющего методически расширить возможности ис-
следования за счет непрерывной фоторегистрации, киносъемки и воз-
можностей телевизионного наблюдения.
Рентгенологическое исследование органов пищеварения проводится
при вертикальном и горизонтальном положении пациента в положении
по Тренделенбургу и в латеральной позиции. При этом должно быть
обеспечено многопроекционное (прямая, боковая и косые проекции)
исследование обычно вокруг продольной оси тела.
При исследовании органов пищеварения используются также раз-
личные приемы полипозиционного исследования, позволяющие в каж-
дом конкретном случае создать оптимально выгодные проекции изу-
чаемой области.
Исследования органов пищеварения при горизонтальном положении
обследуемого предъявляют определенные требования к поворотному
столу-штативу по созданию дополнительной радиационной защиты
персонала, а также необходимых удобств работы с экрано-снимочным
устройством.
Для получения на поворотном столе-штативе обзорных снимков
брюшной полости (особенно полных больных) необходима возмож-
ность увеличения фокусного расстояния до 1,2—1,5 м. При таком фо-
кусном расстоянии повышаются требования к мощности питающих
устройств. Так, для снимков желудочно-кишечного тракта с фокусным
расстоянием 1,5 м при напряжении 90—120 кВ экспозиция возрастает
до 100 мАс; такой режим требует питающего устройства мощностью
не менее 100 кВт.
Снимки органов пищеварения делают на пленках различного фор-
мата. При этом, как правило, выполняется несколько снимков на одну
пленку с делением ее на части. Например, при исследовании пищевода
удобно деление пленки 35X35 см на три части форматом 12X35 см,
пленки 24X30 см — на две части форматом 12X30 см. При прицельных
снимках желудка и двенадцатиперстной кишки удобно деление плен-
ки 18X24 см на две и четыре части форматом 12X18 см и 9X12 см и
пленки 24X30 см на шесть частей форматом 10X12 см.
В ходе исследования таких отделов желудочно-кишечного тракта,
как желудок, двенадцатиперстная кишка, для уменьшения доли рас-
сеянного излучения от тела обследуемого и лучшего рассмотрения ин-
тересующих участков проводится компрессия.
Чередование просвечивания и снимков, компрессия и пальпация в
ходе исследования и одновременное наблюдение за быстро изменяю-
щейся рентгенологической картиной желудочно-кишечного тракта при
распространении контрастного вещества требуют максимального удоб-
ства работы врача за экрано-снимочным устройством.
28
Значительная лучевая нагрузка главным образом на врача, нахо-'
дящегося за экрано-снимочным устройством, в ходе .всего исследования ,
органов пищеварения (просвечивание и снимки) требуют вывода врача >
из зоны облучения, что осуществляется с помощью телеуправляемых
штативов, снабженных дистанционным управлением.
Исследование желудочно-кишечного тракта отличается большим
числом (до 10—15) прицельных снимков. Поэтому важным требовани-
ем к штативным устройствам является автоматизация процесса заряд-
ки и разрядки кассет и возможно более широкая автоматизация опе-
раций управлений экранно-снимочным устройством в процессе рентге-
нологического исследования.
Органы мочеполовой системы. Рентгенологическое исследование ор-
ганов мочеполовой системы осуществляется путем обычной рентгено-
графии и с помощью специальных способов контрастирования, так как
условия естественного контраста здесь неодинаковы [39, 28]1.
Особенностью исследования органов мочеполовой системы, обуслов-
ливающей режимы рентгенографии, является глубинное расположение
в организме и окружение и! органами значительной плотности, а так-
же их малый контраст даже при искусственном констрастировании.
Для получения оптимальной контрастности изображения снимки орга-
нов мочеполовой системы производят при напряжении не выше 70—
90 кВ, экспозиция при этом составляет 200—300 мАс. Снимки органов
мочеполовой системы не предъявляют жестких требований к выдерж-
ке, однако желательно выполнять при выдержках их не более долей
секунды. Такой режим исследования обеспечивается питающим устрой-
ством мощностью 50 кВт.
Более жесткие требования к режиму рентгенографии предъявляют
рентгенологические исследования органов мочеполовой системы в аку-
шерско-гинекологической практике.
Рентгенологическое исследование беременных женщин (в случае
патологии) проводится при напряжении 100—110 кВ и экспозиции
300—500 мАс. Такая экспозиция обусловлена большими объемами и
значительной плотностью исследуемой области. В рентгеновских аппа-
ратах мощностью 50 кВт такие условия обеспечиваются лишь при вы-
держке порядка 1—2 с. Для уменьшения динамической составляющей
нерезкости здесь целесообразно использование питающего устройства
большей мощности — до 150 кВт.
Снимки органов мочеполовой системы проводят при фокусном рас-
стоянии 90—100 см. Для уменьшения влияния рассеянного излучения
применяют отсеивающие решетки и диафрагмирование пучка излучения.
Рентгено-урологические исследования проводят, как правило, в го-
ризонтальном положении больного в прямой (задней) и боковых про-
екциях на пленку 30X40 см и 24X30 см. В ряде случаев исследования
проводят в положении латеропозиции и по Тренделенбургу.
Рентгено-урологические исследования требуют специальных штатив-
ных устройств, позволяющих проводить рентгеноскопию и рентгеногра-
фию, а также цистоскопию, введение катетера в мочеточники и другие’
эндоскопические исследования в требуемом положении.
29
Костно-суставная система и череп. Строение костно-суставной систе-
мы, благодаря значительной плотности костей и суставов по сравнению
с окружающими их мягкими тканями, хорошо различается на рентге-
нограмме.
Основным методом исследования костей и суставов является рент-
генография; рентгеноскопия применяется при определении наличия и
положения инородных тел и репозиции обломков.
Размеры отдельных элементов костно-суставной системы колеблют-
ся в весьма широких пределах, кости и суставы всегда окружены тка-
нями различной толщины и плотности (например, кисти рук, пояснич-
ные позвонки и др.), поэтому электрические режимы рентгенографии
здесь охватывают широкий интервал. Используется также съемка
жестким излучением при напряжениях до 150 кВ, позволяющая ис-
пользовать пленку без усиливающих экранов. Это дает возможность в
ряде случаев обнаруживать более тонкие детали строения костей бла-
годаря большей разрешающей способности пленки без усиливающих,
экранов; эффективен этот прием при использовании рентгеновских тру-
бок с фокусом малых размеров.
Выдержка времени при (рентгенографии костно-суставной системы,,
как правило, существенного! значения не имеет. Однако в тех случаях,
когда трудно добиться неподвижности объекта съемки (особенно для
беспокойных больных, детей и больных психическими заболеваниями),
снимки необходимо выполнять при возможно более коротких выдерж-
ках времени.
При рентгенографии костей и суставов исключительно важное, а
иногда и решающее, значение имеют размеры фокуса рентгеновской
трубки, так как при этом в большинстве случаев необходимо иметь на
рентгенограмме тонкий структурный рисунок губчатого вещества ко-
сти, позволяющий обнаружить малозаметные патологические процес-
сы в костной ткани. В этом случае требуются минимально возможные
размеры фокуса рентгеновской трубки, предопределяющие получение
наименьшей геометрической составляющей нерезкости и изображения.
Непременным условием получения увеличенных снимков является
наличие микрофокуса (0,3X0,3 мм и менее). Увеличенные Снимки ко-
стей дают не только более крупное изображение, но повышают раз-
решающую способность снимка по сравнению с обычной рентгеногра-
фией. Все виды рентгенологического исследования костно-суставной
системы практически могут быть выполнены рентгеновским питающим
устройством мощностью 30 кВт.
Рентгенограмма костей представляет собой плоскостное суммарное-
изображение, отдельные элементы которого наслаиваются друг на дру-
га и искажают изображение. Поэтому рентгенография костей и суста-
вов часто производится не менее чем в двух взаимноперпёндикулярных
проекциях, позволяющих путем сопоставления снимков воссоздать
объемную картину исследуемого объекта.
Снимки костей и суставов требуют съемки в прямой и боковой про-
екциях, а в некоторых случаях и в косой проекции при горизонталь-
ном, вертикальном положении обследуемого и в положении сидя [51]..
30
Для уменьшения влияния рассеянного излучения, особенно при
снимках значительных по объему объектов (таз, бедро, позвоночник),
необходимы компрессия тканей при снимке, диафрагмирование пучка.
излучения, отсеивающие решетки.
Важным условием качественной рентгенографии костей и суставов
является удобство и правильность укладки больного и надежность
фиксации исследуемой области. Это предъявляет к штативам для сним-
ков прежде всего требование возможности перемещения больного
вдоль и поперек продольной оси тела при достаточном числе степеней
свободы перемещения рентгеновской трубки.
Одним из самых трудных для рентгенодиагностики отделов кбстно- .
суставной системы является череп. Отличительными особенностями че-
репа, как объекта рентгенографии, являются сравнительно большой
объем плбтных тканей и большое количество малых по размеру и тол-
щине костей, располагающихся в разных плоскостях на разной глубине
и имеющих неправильную геометрическую форму [8]).	>
Снимки черепа требуют минимальных размеров фокусов рентгенов-
ской трубки для получения тонкой структуры костей черепа и сравни-
тельно короткой выдержки времени из-за особых условий рентгено-
диагностики травм, нейрохирургии и т. п.
В силу анатомических и антропометрических особенностей строе-
ния черепа выбор условий рентгенографии достаточно сложен. Снимки
черепа делают при напряжениях на рентгеновской трубке от 40 до
120 кВ и экспозиции до 50 мАс. Рентгенография при напряжении боль-
шем 100 кВ требует применения отсеивающих растров с отношением не
менее 1:10.
Для уменьшения влияния рассеянного излучения, возникающего
из-за сравнительно большого объема плотных участков, при снимках
черепа необходимо предельное диафрагмирование пучка излучения.
Наилучшим образом это достигается применением тубусов.
Наибольшая резкость изображения костной структуры черепа до-
стигается при снимках на пленку без экранов. Однако ввиду значи- '
тельного увеличения лучевой нагрузки эта техника съемки применяет-
ся при съемке небольших участков.
Снимки костей черепа, расположенных близко к пленке, делают при
фокусном расстоянии 50—70 см, уменьшая тем самым время экспози-
ции. При снимках костей черепа, удаленных от деки штатива на рас-
стоянии 7—8 см (кости и пазухи основания черепа, турецкое седло
и др.), во избежание нежелательного геометрического увеличения
масштаба изображения и снижения резкости изображения, даже при
использовании острофокусных трубок, необходимо иметь минимальное
расстояние объект—пленка (расстояние дека штатива — пленка не
должно превышать 2—3 см). Фокусное расстояние при этих снимках
выбирают порядка 100 см.
Для рентгенографии черепа (краниографии) желательны специаль-
ные штативные устройства, допускающие изменение относительного
положения головы и тела больного, приемника и источника рентгенов-
ского излучения в разных направлениях с необходимой точностью и иа-
'	31
дежностью фиксации исследуемой области и при минимальном рас-
стоянии от объекта съемки до пленки.
Особое значение при исследовании костно-суставной системы, в том
числе и черепа, имеет томография, которая позволяет получить про-
странственное представление о патологических очагах и определить
глубину их залегания. Исключительно важна томография в травмато-
логии для выявления мелких трещин и определения их взаимоотноше-
ния с суставами и т. д. Широкое применение находит также томогра-
фия черепа и позвоночника, которые в силу особенностей анато-
мического строения и положения дают при обычной рентгенографии
сложное суммарное изображение, часто не поддающееся расшиф-
ровке [32].
В краниографии применяется продольная и поперечная томография
в горизонтальном и вертикальном положении больного в прямой и бо-
ковых проекциях. Особенностью томографии костно-суставной системы
является необходимость получения очень тонкого исследуемого слоя
(в пределах 0,54-1 мм). Поэтому здесь применяются томографические
системы с перемещением источника и приемника излучения по траек-
тории сложной формы с нелинейным размазыванием.
Для исследования лицевых костей черепа широко применяется так
называемая панорамная томография (томография изогнутых слоев).
Этот вид томографии требует использования излучателей обычно в
форме моноблока, позволяющих обеспечить напряжение на рентгенов-
ской трубке до 100 кВ и ток до 15—20 мА.
Спинной и головной мозг. Рентгенологическое исследование спинно-
го и головного мозга йз-за неблагоприятного распределения естествен-
ных контрастов требует, как правило, искусственного контрастирования
воздухом или высокоатомными рентгено-контрастными веществами [37JJ.
Основными особенностями исследования спинного и головного моз-
га, обусловливающими требования к питающим устройствам, являются
необходимость выявления небольших по размерам структурных изме-
нений (1—2 мм), а также значительный объем и большая плотность
тканей, окружающих объект исследования.
При контрастном исследовании головного мозга (энцефалография,
вентрикулография) выполняют одиночные снимки. Характерными ре-
жимами этих исследований является напряжение на рентгеновской
трубке 85—ПО кВ, экспозиция 25—35 мАс. Минимальная выдержка
времени должна быть порядка 0,1—0,05 с. Такой режим исследования
может быть обеспечен питающим устройством мощностью 50 кВт с
рентгеновской трубкой с фокусом размером 0,6X0,6 мм. ,
Более жесткие требования к питающим устройствам предъявляют
исследования сосудов спинного мозга (миелография), требующие двух-
проекционной серийной съемки. Характерными режимами исследования
являются: в прямой проекции напряжение 75—95 кВ, экспозиция —
50—70 мАс, в боковой проекции — напряжение 100—115 кВ, экспози-
ция 40—60 мАс. Выдержка времени не должна быть более 0,1 с. Ско-
рость съемки до 6 снимков в секунду. Такой режим работы требует
питающих устройств мощностью 100 кВт.
32
В ряде случаев для контрастирования сосудов мозга при снимках
применяют воздух (пневмоэнцефалография). При этом, для того чтобы
различить уровни спинномозговой жидкости, необходимо направлять,
воздух в разные отделы желудочков мозга. Такие исследования предъ-
являют специальные требования к штативным устройствам в отношении
возможности придания разнообразных положений голове и телу обслег
дуемого, приемнику и источнику излучения и быстрого изменения их
взаимного положения.	—
Пневмомиелография (заполнение воздухом позвоночного канала)
производится при горизонтальном положении обследуемого (головой
вниз или вверх) в прямой и боковых проекциях. Для направления воз-;
духа по позвоночному каналу требуется обеспечить наклон деки стола
относительно горизонтальной плоскости на угол 15—20°.
3-233
Глава Ш
РЕНТГЕНОВСКИЕ ИЗЛУЧАТЕЛИ
Рентгеновским излучателем называют систему, состоящую из ис-
точника излучения — рентгеновской трубки и защитного кожуха, в ко-
тором размещается трубка.
РЕНТГЕНОВСКИЕ ДИАГНОСТИЧЕСКИЕ ТРУБКИ
Рентгеновская трубка представляет собой высоковольтный электро-
вакуумный прибор. Трубка состоит из накаливаемого катода, являю-
щегося источником электронов, и анода, в веществе которого тормозят-
ся электроны, ускоренные электрическим полем, приложенным к элек-
тродам трубки. Электроды трубки помещаются в стеклянный баллон,
объединяющий элементы трубки в единую конструкцию. В современных
трубках остаточное давление газов в баллоне достигает 10-4 Па
(10-6 мм рт. ст.).
В результате бомбардировки анода потоком ускоренных электронов
и торможения их на участке поверхности анода (в фокусе) возникает
рентгеновское излучение, которое испускается практически равномерно
в телесном угле 2л, если не считать некоторого ослабления излучения
около плоскости анода [79]|. В рентгенодиагностике используется узкий
пучок излучения. Для того чтобы выделить этот пучок из полной сферы
излучения, активную поверхность анода, на которой находится фокус,
располагают под углом 90°—р к оси трубки (рис. 4). Используемую
часть пучка излучения можно представить в виде четырехгранной пи-
рамиды с вершиной в фокусе, ограниченной с четырех сторон шторка-
ми диафрагмы (см. главу VII). Высоту пирамиды, перпендикулярную
к оси трубки, называют центральным лучом, или осью пучка. Наиболь-
ший угол между гранями пирамиды равен 2р. Остальная часть излу-
чения не используется, и необходимо принимать меры для защиты от
ее воздействия.
Действительный фокус трубки имеет вид прямоугольника и назы-
вается линейным. Проекция фокуса на плоскость, перпендикулярную
центральному лучу, представляет собой квадрат со сторонами от 0,1 мм
до 2—5 мм и называется эффективным фокусным пятном рентгенов-
ской трубки (рис. 4). Важно отметить, что только на перпендикуляре
к оси трубки эффективный фокус имеет квадратную форму и номиналь-
м
Рис. 4. Линейный фокус рентгеновской трубки. Пояс-
нения в тексте.
ные размеры, оговоренные паспортом трубки. В других направлениях
размеры и форма фокуса изменяются. Это иногда требует определен*
ной ориентации трубки относительно исследуемого объекта.
Электронный поток, бомбардирующий анод трубки, возникает бла-
годаря термоэлектронной эмиссии с накаливаемой электрйческим то-
ком вольфрамовой спирали. Для ограничения размеров фокуса приме-
няется электростатическая фокусировка потока электронов. С этой
целью катодную спираль вытянутой формы располагают в специальном
гнезде. Форма гнезда и глубина расположенной в нем спирали созда-.
ют необходимую конфигурацию электрического поля.
Рентгенодиагностические трубки разделяют на трубки с неподвиж-
ным анодом и на трубки с вращающимся анодом. Применение трубок
с неподвижным анодом ограничено из-за малой мощности, которую
способен рассеять анод трубки за малые промежутки времени. При
вращении анода под электронный луч попадают последовательно на-
бегающие элементы фокусной дорожки, площадь которой во много раз
больше действительного фокусного пятна. Температура элементов фо-
кусной дорожки за время прохождения под лучом достаточно большой
мощности повышается на 1500—2000 °C, а за время одного оборота
анода уменьшается в 15—20 раз за счет перераспределения теплового
поля в глубинные слои тела анода. При повторных прохождениях эле-
мента под электронным лучом картина повторяется и максимальная
температура фокуса (элемента фокусной дорожки при прохождении
3*	и
Рис. 5. Рентгеновская диагностическая трубка с вращающимся ано-
дом.
1— баллон; 2 — катод; 3 — анодный диск; 4 — ротор.
его под лучом) повышается сравнительно медленно. Это позволяет при
большой выделяемой на аноде мощности уменьшить величину эффек-
тивного фокусного пятна, обеспечив тем самым малую геометрическую
нерезкость.
Вследствие преимущества трубок с вращающимся анодом ими
комплектуют не только все стационарные, но и передвижные и палат-
ные аппараты. Применение трубок с неподвижным анодом ограничено
в настоящее время дентальными и переносными аппаратами [25,48,59].
Рассмотрим особенности работы трубки с вращающимся анодом.
Конструкция такой трубки изображена на рис. 5. Анодный диск из
вольфрама соединен с полым медным ротором тонким молибденовым
стержнем и вращается под воздействием вращающегося электромаг-
нитного поля статора. Катодный узел расположен эксцентрично отно-
сительно оси трубки и вместе с фокусирующим устройством закреплен
в баллоне трубки.
Более 99% подводимой к фокусу энергии расходуется на нагрев
анода и только малая часть ее (~0,5%) переходит в рентгеновское
излучение. Допустимая мощность фокуса трубки (Рд0П) и длительность
ее воздействия (to) определяются степенью нагрева фокуса, фокусной
дорожки и анода в целом. Соотношения
Рдоп = Ш,	(11)
W«on=P«ont0	(12)
характеризуют так называемую нагрузочную способность рентгеновской
трубки; здесь Waon— допустимая энергия, выделяемая на аноде.
На рис. 6 представлены зависимости допустимых мощностей и энер-
гии от времени для большого и малого фокусов трубки 14-30БД10-150
для постоянного и пульсирующего анодных напряжений. Кривые пред-
36
Рис. 6. Допустимая мощность и энергия в зависимости от длительности снимка для тру-
бок с вращающимся анодом 14-30 БД10-160 на 3000 об/мин и 14-30 БД9-150 на
9000 об/мин.
1,2 — Рдоп для Ф°кУс°в 2,0X2,0 и 1,2X1,2 мм трубок на 3000 и 9000 об/мин соответственно;
3, 4 — РдоП для фокусов 1,2X1,2 и 0,6X0,6 мм; 5, 6 — №д0!1 Для кривых 1 и 2; 7, S —Д1доп ДЛЯ кри-
вых 3 и 4.
Сплошная линия — постоянное напряжение, прерывистая — пульсирующее напряжение.
ставляют собой экспериментально найденные зависимости, полученные
в процессе разработки трубки из условия определенного срока службы
трубки. Под воздействием нагрева поверхности анода до высоких тем-
ператур в фокусной дорожке возникают большие механические напря-
жения, приводящие к ее эррозии [70, 92, 103]|. Вследствие этого интен-
сивность рентгеновского излучения падает. За срок службы трубки
принимается такое количество включений на предельно допустимых
режимах, за которое доза излучения уменьшается не более чем на 30%.
Это составляет от 5000 до 10 000 включений. Для повышения срока
службы в современных трубках предусматривают разделение фокусных
дорожек, уменьшение угла активной поверхности анода, увеличение
диаметра фокусной дорожки, легирование материала анода [84].
Действительная площадь фокуса 5Ф связана с шириной b и углом
активной поверхности анода р следующим соотношением:
S. = l.b = -^=- см2,	(13)
ф	Sin Р ’	' '
где 1 — длина действительного фокуса, см.
Мощность, выделяемую на аноде трубки, отнесенную к площади
фокуса, называют удельной нагрузкой фокусного пятна. Кажущаяся
удельная нагрузка v0 есть отношение мощности Ра к площади эффек-
тивного фокусного пятна
Ра
Vo = -yj- кВт/см2.
37
Таблица 1
Угол активной поверхности (£) современных трубок в зависимости от назначении
₽	Размеры фокуса, ммхмм	Число оборо- тов* анода, об/мин	рдоп- кВт		Фокус- ное рас- стоя- ние, см	Поле'нзлуче-’ ния, смХсм	Область использования
			t=0,l с	t=l,o с			
10°	0,3X0,3	8500	12	9	70 90	24x24 30x30	Снимки скелета с увели- чением
10°	0,6X0,6	2800	17	12,5	70	24x24	Снимки скелета
					90	30x30	
10°	0,6X0,6	8500	30	24	70 90	24x24 30X30	Снимки органов ЖКТ, снимки скелета, ангио- графия Коронарография, теле-
12°	1,ЗХ 1,3’	8500	100	63	90	35,6x35,6	
					105	43x43	снимки легких, оболу-
12°	1,8X1,8	8500	150	70	90	35,6X35,6	живание телеуправля-
					105	43x43 35,6x35,6	емых штативов с фо- кусным расстоянием 80—120 см
15°	0,3X0,3	2800	2,5	2,0	70		Снимки скелета с увели-
					85	43x43	чением
15°	1,0X1,0	2800	20	13	70	35,6x35,6	Снимки скелета
					85	43x43	
15°	2,0x2,0	2800	50	30	70	35,6x35,6	» органов ЖКТ,
					85	43X43	скелета
15°	1,0X1,0	8500	50	30	70	35,6x35,6	То же
					85	43x43	
17,5°	1,2x1,2	2800	27	20	60	35,6x35,6	'Общая диагностика
					75	43X43	
17,5е	1,0X1,0	8500	50	30	60	35,6x35,6	
					75	43x43	
Соответственно действительная удельная нагрузка — это отношение
мощности к площади действительного фокусного пятна.
В процессе бомбардировки фокуса образуются вторичные электро-
ны, которые, разлетаясь за пределы фокуса, уносят с собой часть энер-
гии, приносимой в фокус электронным потоком. При этом возникает
афокальное излучение, заметно ухудшающее качество изображения.
Другой причиной возникновения афокального излучения следует счи-
тать неточность фокусировки электронного луча. Вследствие изложен-
ного удельная нагрузка на действительное фокусное пятно будет
равна
_ Ра (1—1’)	Ра(1— 4)sinp
Зф - ь«
где ^ = 0,3 — коэффициент, учитывающий влияние вторичной электрон-
ной эмиссии.
Из (14) следует, что при неизменной удельной нагрузке v величина
мощности Ра может быть существенно увеличена за счет уменьшения
угла активной поверхности анода. Однако уменьшение угла р ограни-
чивается необходимостью обеспечить достаточно большие поля облуче-
38
яия, которые различны при различных исследованиях при определенных
фокусных расстояниях, У трубок с комбинированным назначением иног-
да применяются аноды; с двумя углами. В табл. 1 приведены различйые
значения угла активной поверхности анода и примерные области при-
менения трубок.
Повышение мощности трубки достигается также увеличением ско-
рости вращения анода. На рис. 6 приведены графики допустимой мощ-
ности для отечественной трубки на 9000 об/мин типа 14-30БД9-150. Из
сравнения^ приведенных кривых с кривыми допустимой мощности для
фокусов 14-30БД10-150 на 3000 об/мин видно, что такое увеличение
скорости вращения позволило уменьшить размеры большого фокуса
с 2X2 мм до 1,2X1.2 мм, а размеры малого фокуса с 1X1 мм до
0,6X0,6 мм без уменьшения допустимой мощности трубки. В табл. 2
приведены основные параметры современных отечественных и зарубеж-
ных трубок с вращающимся анодом.
Очень важно иметь возможность выполнить большое число снимков,
быстро следующих друг за другом (см. главу II). Для этого необходимо
повысить теплоемкость анода, что достигается увеличением массы ано-
да с ~400—600 г до ~ 900—1100 г. Однако такое увеличение массы
предъявляет очень тяжелые требования к подшипникам анодного узла.
Применяют также сплавные аноды, в которых вольфрамовый диск
толщиной ~ 1 мм сплавлен с молибденовым диском толщиной 5—7 мм.
Это позволяет почти в 2 раза повысить теплоемкость анода без сущест-
венного увеличения его массы [43])
Тепловые процессы
на аноде рентгеновской трубки
Закономерности нагрева и распространения тепла в рентгеновских
излучателях зависят от рассматриваемой области: фокусного кольца,
анодного диска, защитного кожуха с маслом. Скорость протекания тепт
ловых процессов в этих областях отличается по величине на 1—2 поряд-
ка. И хотя рассматриваемые процессы не экспоненциальны, можно
условно оценить их постоянные времени, которые для поверхности фо-
кусного кольца имеют порядок тысячных долей секунды, для анодного
диска—1—2 мин, а для защитного кожуха с маслом — около 1 ч. Ох-
лаждение поверхности фокусного кольца происходит путем теплоперё-
Дачи в тело анода. Охлаждение анодного диска осуществляется частич-
но излучением тепловой энергии с поверхности анода в масло защит-
ного кожуха через баллон трубки, частично теплопередачей через нож-
ку анодного диска в анодный узел вращения трубки и далее в маслб
защитного кожуха. Защитный кожух с маслом охлаждается только из-
лучением в окружающее пространство. Разница в постоянных времени
указанных областей позволяет при одиночном снимке рассматривать >
процессы, имеющие место только в фокусном кольце, а при серии сним-
ков— на аноде в целом (см. ниже).
Тепловые процессы на аноде трубки при постоянном анодном на-
пряжении. Под температурой фокуса рентгеновской трубки с вращаю-
39
Основные параметры рентгеноднагностических
Тип трубки	Скорость вращения ано- да, об/мин	Габариты трубки		Материал	Аиод рентгеновской трубки				
		диаметр, мм	длина, мм		диаметр, мм	вес, г	теплоемкость, относительные единицы	угол наклона, градусы	средний диаметр фокусной дорож- ки, мм
5БД13-125	2800	65	200	Вольфрам	45	180	45X10»	17,5	30
6-10БД 8-125	2800	85	225		55	250	62 х№	17,5	42
10-20БД12-125	2800	107	250		70	300	75 ХЮ3	17,5	52
8-16БД2-145 1.4-16БДЗ-145	2800	140	320		100	530	130ХЮ3	17,5 17,5	80 60
14-30БД10-150	2800	140	300		100	650	160Х103	15,0	80 66
2-30БД10-150									66
14-30БД9-15О	8500	140	300	>	100			15,0	85 75
								16,0	87
ВИ50/30/50	2800	140	292			550		17,5	78
Р150/2/50				>	100		150 ХЮ3	17,5	79 79
Bi 150/2/30 Bi 150/30/50RG	8500			Вольфрам, рений,	100 100	600	200X103	15,0 10,0	79 78 87
Bi 150/12/50RG Bil50/30/101RGS	8500	140	292	молибден То же	100	1100	400ХЮ3	10,0 12,0 10,0	64 76 85
ВП50/30/150	8500	140	292	» »	105	900	400X103	12,0 10,0	75 88
DR30/50—150	2800	128	274	Вольфрам	90	440	136Х103	20,0 20,0	73 73
щимся анодом понимают температуру наиболее нагретых (централь-
ных) точек фокусной дорожки после прохождения их под электронным
лучом. Эта температура состоит из трех составляющих:
Тф(Р, 1) = 1Т0 + ТфМ(Р) + Тд(Тфм>1),	(15)
где т0 — начальная температура анода; ТфМ — температура элемента
фокусной дорожки после однократного воздействия электронного луча;
Тд — остаточная температура перегрева этого элемента от предыдущих
прохождений его под лучом.
40
Таблица 2
трубок с вращающимся анодом
Эфективное фокусное пятно	Мощность (РдОП). кВт									
	в схеме с постоянным напряжением					в однофазной схеме с пульсирующим напряжением				
ммХмм и»	анодное напряже- ние, кВ	анодный ток, мА	О о		ю	анодное напряже- । ине, кВ	анодный ток, мА	О о	О	id
1,0X1,0 1,5X1,5 0,8X0,8 2,0X2,0 1,0X1,0 2,0X2,0 1,0X1,0 0,3X0,3 2,0X2,0 1,0X1,0 0,3X0,3 1,2x1,2 0,6Х0,6 2,0x2,0 1,2x1,2 2,0X2,0 1,2X1,2 0,3X0,3 1,0X1,0 0,6X0,6 0,3X0,3 1,3X1,3 0,6X0,6 1,8X1,8 0,6X0,6 2,0X2,0 1,2X1,2	125 150 150 150 150 150 150 150	500 300 600 400 60 600 250 1000 600 1000 600 50 700 500 200 1400 2500 1050	40 18 50 20 2,5 50 20 52 27 52 27 2,6 52 28 12 100 150 52	20 10 30 14 2 30 14 30 21 30 22 2,1 30 21 9 63 70 30	9 5 12 8 1,8 12 8 12 11 12 11 1,6 12 11 6 35 35 12	125 125 125 145 150 150 150	150 150 100 300 200 500 250 40 400 250 40 800 500 800 500 45 700 350 165	6 12 7,6 24 11 22 10 1,7 30 13 1,7 32 19 32 20 1,8 30 19 7,7	5,25 10 6,3 15 7 16 8,6 1,4 22 10 1,4 22 15 23 16 1,5 22 16 6,8	3 7 4,6 8 5 8,6 5,5 1,1 И 6,5 1,5 12 10 12 10 1,2 11 7 5,2
Начальная температура анода То для одиночных снимков, следую-
щих друг за другом с перерывами от 1 до 5 мин и более, принимается
равной 400—500 °C. До этой температуры анод остывает за время пе-
рерыва между снимками [65, 84, 92]).
Нагрев элемента фокусной дорожки в момент прохождения его под
электронным лучом определяется решением дифференциального урав-
нения теплопроводности:
ат _ 2 / а2т а«т а*т \
at — а \'ах« + ау« + az2 )•
(16)
41
Таблица 3
'асчетные значения температуры элемента фокусной дорожки анода после прохождения его под электронным лучом в
зависимости от допустимой мощности и параметров фокуса
р	P О о иэ 1	ООООООООЮОО —'СОО’^ЮЮО'О^СОЮсо СОсОЮОЗОЗ^О’ООЗоОхО СЧСЧСЧСЧСЧОЗ — СЧОЗ —	04
р	о о о о иэ в	ООО OOOOOIOOO —	СОО-^ЮЮООС© Ю СО Г? О Г-С'-О’'*«юг-С00 СЧ	03	03	—i—
2	р о в о	о	о	о	о	о	о	о	о	о	о	о СО О —	tOcor-oo ^cn^ оз	оз	сч	со	со	о	со	со	со	—• 04	03	04	—	—	03	—	—	—	—	03
	,«ф )□ J	ооооооооооо СЧ-^оОООО-^О-^СОСОЮ ts»b-c£3O—•т^ЮСО’—’т^Ю СЧСЧСЧСЧСЧСЧ — — СЧ —‘04
гНЭ/1НЯ ‘Л		Ю 03 — 00 Ю О 0Q Ю СО 00 О — — ОЗ’^сОО-^Ь'^х^О ^’^’^СЧСЧОЗ-^Ю СЧ 03 со
1НМ '	(Ф-Dd	Ю СО — OOlOlOlOb-t^OOO О	О	О	Q0 Q0	00	—	LO	Ю	1Л '	04	СЧ	со	1 со	со	со	со	со
	И noi? а	О 00 ОЮЮОООЮ'Й’ООО со ао со id lo ю сч сч о о o' счсчсчююю	ю ю ю
а 4-01		Ю Ю	со СО СО	со —1	’Ф'	ОО	—<	LQ ОООЬ-ЛГ-'-СОСЧСОООЬ- —	—<00 — 0 —
из		со	оз ао —«	со	ао	со	—	—•	ао	о О	1Л	Г"-.	тр	о	со	to	00	со СЧСЧСЧСЧСЧСЧСЧСЧСЧ —	03
	ИЭ ‘Vj	оюооююоюо	ю соооосоосоооосо соеосо'^'^еососо'^со'со
	яэ ‘7	ооос'- 'СЧсосчо-^-тгао СОтГ^ЬЬф-| — со £ со ю о о" о о о о о о o' о о
гкэ		СОСОСОООСОООООО соаоаоююсососо— — г- C0'S’’S*l0,«fC0OO'^T$<—< ООО —	—	— оо —	—	— ооооооооооо
		оююооюоюооо ю г-Г Ь- Ю со О-* to	о о~ о — — — — — —.	.^счсчсч
	ww *q	ООЗОЗОООСОСООЗОЗО —— СЧОЗОЗОоОЗоГоГ ххххххххххх ОСЧСЧОООсОСООЗСЧо —	—<	— C4C4C4QQC4C4C4
нии/go ‘u		ооооооооооо 00.0	00000000 аосососоаососососоюао ОЗСЧСЧСЧСЧОЗОЗСЧСЧсоСЧ
	Я э 2. Ь С S	А / §	§	S	So °S§.2^S^o Zj-	-*w о »—г	О	—	!Р Й	о Q	S r-f	S ® ю LQ	СО	-*—	LQ	£0	03	Д	®i<. o^GoO^LQ^r^ <и О 3	§	=	!	3	s	S	§	О «	В<	И	-.	to	&,	сч	&.	»	м Q
42
где а2 — коэффициент температуропроводности, см2/с.
2	*
а =----.
ср
Здесь 1 — коэффициент теплопроводности, Вт/см-град; с — удельная
теплоемкость, Дж/г-град; р— плотность материала анода, г/см3.
В литературе [25,29] решение уравнения теплопроводности (16)
приводится к виду:
(17)
™ БфЛ Г л
где At — время прохождения элемента фокусной дорожки под элек-
тронным лучом, с.
(18)
Ем» п
Здесь п — скорость вращения анода, об/мин; ЬСр=2лгд— длина сред-
ней линии фокусной дорожки, где гд — средний радиус фокусной дорож-
ки. Тогда
Т«.° гр‘<1^""1-	(19)
Выражение (19) позволяет оценить зависимость температуры эле-
мента фокусной дорожки от ширины фокуса, числа оборотов анода,
угла активной поверхности и диаметра фокусной дорожки. Из выраже-
ния (19) видно также, что при уменьшении величины фокусного пятна
допустимые действительные удельные нагрузки возрастают из-за умень-
шения времени нахождения элементов дорожки под электронным лу-
чом (табл. 3).
Решение уравнения теплопроводности справедливо для постоянных
теплофизических коэффициентов. Однако в столь широком интервале
изменения температуры, которое происходит на поверхности фокусного
кольца, значения теплофизических коэффициентов. требуют уточнения
[68]1. Для теплофизических коэффициентов вольфрама могут1 быть
предложены следующие эмпирические соотношения:
1=к0+КьТ; >.о=0,75 Вт/см-град; Кх=2,08-10~4 Вт/см-град2. (20)
с = с0+КсТ; со=0,115 Дж/г.град; Кс=0,35-10~4 Дж/г-град2. (21)
Значения теплофизических коэффициентов вольфрама для различ-
ных температур, определенных по выражениям (20) и (21), приведены
в табл. 4.
Из табл. 4 видно, что величина температуропроводности с изменени-
ем температуры практически не меняется, поэтому для дальнейших
расчетов ее можно принять постоянной а=0,575. Соответственно в ко-
43
Таблица 4
Теплофизические коэффициенты вольфрама при различных температурах
Т, °C	Ji Вт ’ см-град	Дж с, 	 г град	СМ Э’ С1/2	л	СМ2 а2, 	 с
1200	1,00	0,157	0,575	0,330
1700	1,И	0,174	0,575	0,330
2200	1,20	0,192	0,572	0,326
2500	1,27	0,202	0,572	0,326
вечный момент времени прохождения элемейта фокусной дорожки под
электронным лучом:
т ' 1Л(ЗХо+2К% Т0)2 + 24K?KS TJ, - (ЗХо+2К?Т0)
Фм	__	-	)
где Тфм—решение уравнения теплопроводности для неизменных
коэффициентов: %=1,0 Вт/см-град; с=0,157 Дж/г-град, а =
=0,575 см-с. Кз=0,85—0,95 учитывает фактические размеры действи-
тельного фокусного пятна и полное время бомбардировки.
Выражения (19) и (22) не учитывают неравномерности распреде-
ления электронов по площади фокуса, которая объясняется недостаточ-
ной точностью фокусирующих устройств катода. Однако этой неравно-
мерностью в первом приближении можно пренебречь. Не учтено также
излучение энергии с площади действительного фокуса за время прохож-
дения его под лучом (At), поскольку в окружающее пространство из-
лучается не более 0,1% энергии, выделенной в области фокуса. Ре-
зультаты расчета температур приведены в табл. 3.
Из табл. 3 видно, что температура элемента фокусной дорожки за
однократное прохождение под электронным пучком повышается на
1500—2000 °C. После нагрева температура элемента понижается за счет
перераспределения тепла в глубинные слои анода. Для определения
температуры элемента фокусной дорожки перед очередным прохож-
дением под электронным лучом необходимо найти зависимость охлаж-
дения поверхности фокусного кольца во времени. С этой целью вос-
пользуемся процессом перераспределения температуры в элементарном
стержне, мысленно вырезанном под центром фокусной дорожки в на-
правлении задней стенки анода (рис. 7). Стержень можно считать
теплоизолированным, так как соседние с ним элементарные стержни
нагреваются до одинаковой температуры, вследствие чего перенос теп-
ла с боковых стенок рассматриваемого стержня отсутствует. Аналити-
ческое решение уравнения теплопроводности для этого случая приводит
к громоздкому выражению. Более просто решение находится числен-
ным способом — методом конечных разностей [31, 114]). В работе [67]
приведена методика расчета перераспределения температуры из по-
верхностного в глубинные слои анода указанным методом. Там же
определено, что за время 0,2—0,22 с после прохождения элемента под
44
Рис. 7. Элементарный стержень, мысленно вырезанный в анодном диске под центром
фокусной дорожки (для наглядности размеры стержня увеличены).
лучом (после импульса мощности, воздействующего на элемент фокус-
ной дорожки) тепловое поле в фокусном кольце практически вырав-
нивается и начинает распространяться по всему аноду.
Для дальнейшего упрощения вычислений при определении зависи-
мости температуры поверхности фокусного кольца можно воспользо-
ваться выражением, которое найдено аппроксимацией кривых, рассчи-
танных методом конечных разностей:
ТД)=-5ф^=1	(23)
д 102 / t
где T\(t)—температура фокусной дорожки в момент времени t; Кф —
коэффициент, равный 28,7 град-см/Вт-с1/2 ; ЛЛ7ф — энергия на единицу
поверхности действительного фокуса за интервал At:
W$ = -^=^_At.	(24)
Формула (23) определена в интервале 0,5-10-3^t^2-1СН с. Погреш-
ность расчета температуры относительно значений, вычисленных мето-
дом конечных разностей, не превышает 10%; в интервале 2- 10~2 t
S72-10-1 с погрешность не превышает 3%.
Дальнейшее затухание теплового поля в аноде можно определить,
если рассматривать фокусное кольцо толщиной h, шириной 1 со сред-
ним радиусом гд в качестве источника тепла, равномерно нагретого до
температуры, установившейся на поверхности фокусного кольца через
0,2—0,22 с после импульса мощности, тепловое поле которого будет
распространяться в радиальном направлении к центру и краю анода.
В этом случае необходимо решать уравнение теплопроводности для
плоской (двухмерной) задачи, где объем вычислений существенно воз-
растает. Приближенно задачу можно решить, если заменить непре-
рывный процесс теплопередачи в плоскости анодного диска на дис-
кретный. Для этого анодный диск разобъем на ряд колец и будем
считать, что нагрев (i-j-1) кольца начнется после того, как во всех
предыдущих кольцах от 1 до i установится практически одинаковая
температура, т. е. тепловое поле в этих кольцах будет выравненным..
45
Как показано в работе [65][ для того чтобы температура точек кольца
•отличалась от установившейся не более чем на 5%, должно выполнять-
ся условие:
Г?	’
(25)
где и — расстояние вдоль радиуса анода,
тепловым полем за время t.
Время нагрева i-кольца:
-Зг‘
п2а2 '
охваченное выравненным
(26)
Если задаться размерами п, то по выражению (26) будут найдены
длительности выравнивания теплового поля вдоль радиуса анода
(табл. 5).
Таблица 5
Выравнивание теплового поля вдоль радиуса анода
(га=5,0 см, трубка 14-30БД10-160)
Номер кольца	Гр см	t, с	тд,
1	0,5	0,22	29,0
2	1,0	0,92	13,12
3	2,0	3,68	11,35
4	3,0	8,28	10,40
5	4,0	23	10,10
Температура фокусной дорожки после нагрева i-кольца
WAt
Тд(1) = —-At-a ,	(27)
CS Gk
1
где W—энергия, выделенная в фокусной дорожке за время од-
ного оборота Ata; GK — масса кольца.
Энергия, распределения за время Ata:
Wita = [Ра (1 - Ф) + РаФ1 Ata = PaAta.	(28
Вес кольца радиусом ri
GK=nhp(r?—г?_!),	.	(29
где и—средний радиус i-кольца. Температура фокусной дорожки
и тела анода после однократного импульса мощности, воздействующего
на каждый элемент фокусной дорожки, приведена в табл. 5.
46
Г, “С
2000
1600
1200
800
400
О
				
				
				
				
				
				L—. „	
0,005	0,010	0,015	. 0,020 t,C
Рис. 8. Изменение температуры поверхности фокусной до-
рожки во времени после единичного импульса мощности.
На рис. 8 показана зависимость температуры элемента фокусной
дорожки от времени при подведении к этому элементу единичного
импульса мощности (линия влияния единичного импульса мощ-
ности) для фокуса (2X2 мм) трубки 14-30БД10-150 при мощности
55 кВт.
47
/
Порядок расчета температур большого фокуса трубки 14-30БД10-150 (То=5ОО°С)
и о К % а ь9.	оооооооооооооо 'S’OOOJ'S’cOOt'^-OOcOoOO^ C^C^cOcOcOcOcOcONC^C^OOO OJCNCNCNCNCNCNCNCNCNCNCN^^
ТФм+	! N-1 + S Тд (Рдоп). °C 1	оооооооооооооо t^.t^.|>cococococot4*b-t4*iO'S’^’ 1-М —М 1-4 1-М 1-М	1-М i-M -м 1-М —Ч —М	1-м
о ""с о сс а тй-	1	оооооооооооооо 1	СОСО СОСОСООО Ь-ЮООЬ-СО 1	^^СОООСО^^ЮООЬ-О
N—1 StaM',Q 1	СООООООООООООО I	CO'S’OcOb-’^r-.C^OcpUOC^'S’ |	^--OjOJc’O'S’Ot'-'-Oc’OOc’O —< -м —< О0
и о ""е о в?*	оооооооооооооо ^-M<X5^0300t'-03’-,t'''0000 r^-b'OOOOlO'S’COOjOcOO"^ ^М	wM	^М	wM	wM	wM	^М	^М
Рдоп' кВт	IGCOOJ^-OOCO'S’OIOO'S’COOJ lOiOLOiOiO'S’^^cOcOcOOJ----
=5	^C^cO'S’LOOOOcOOO OiOiOO —>	СЧ СО Ю b- CN Ю OJ
У	с^^соаоосчоюооооо OOOO-*-*-*0J'S’OOl0l0Q о* о" о" о* о" о о о" о" о —Г —*	о? ю*
48
Для других мощностей линия влияния единичного импульса может
быть пересчитана по соотношению:
Т,(Р„ I) -Т,(Р„ t) «=ТД<Р„ ))-£-.	(30)
Линия влияния единичного импульса позволяет рассчитать темпе-
ратуру фокусной дорожки для любого момента времени как сумму
остаточной температуры. Суммирование температуры единичного им-
пульса производится через интервал времени Ata. Перед N-м импуль-
сом мощности температура фокусной дорожки равна:
N— 1
ТдС)= У Тд= ТД1 + ТД2-г . . . +ТД(К_П .	(31)
1
Число импульсов мощности, воздействующих на элемент дорожки
за время t:
N=ab	(32)
Полная температура фокуса в соответствии с (15) и (31) для мо-
мента времени t будет равна:
N— 1
Тф(Р, 1) = Тфи(Р) + 2 тд + то.	(33)
1
Пример суммирования температур для трубки с п = 3000 об/мин
(Ata=0,02 с) дан на рис. 9. Выражения (30) и (33). позволяют рассчи-
тать полную температуру фокуса во всем диапазоне длительностей
снимков. Порядок расчета температур фокуса для паспортных нагру-
зок приведен в табл. 6.
По данным табл. 6 на рис. 10 построены зависимости Тф (Рдоп, t)
и Тд (Рдоп, t), температурная кривая, огибающая все значения темпе-
ратуры фокуса в конце снимков — Твгиб, кривая расчетной температу-
ры фокусной дорожки для предельной мощности по паспорту (Рдопм
и наибольшей длительности снимка — Тд(Рд0пм, t) и кривая максималь-
ных значений температуры, оказывающей температурное воздействие
на фокусную дорожку, равное температурному воздействию любой
нагрузки по паспорту трубки при равной длительности — Тфрв.
Введем понятие температурного воздействия на каждый элемент
фокусной дорожки Нт, которое характеризует величину максимальной
температуры и длительность ее воздействия на элементы дорожки [67]).
Для изменяющихся максимальных значений температуры фокуса в
процессе приложения нагрузки при любых паспортных значениях мощ-
ности температурное воздействие может быть найдено по уравнению:
Нт=утф(Ра, t)dt = J ТФи + 2 Тд + Т0 dt.	(34)
о	о \	1	/
4—233
49
Рис. 9. Суммирование температуры фокуса Тфм н фокусной дорожки Тд с начальной
температурой То для мощности 50 кВт при to=0,l с для фокуса 2,0X^,0 мм трубки
14-30 БДЮ-1160.
Тм температура элемента фокусной дорожкн после прохождения его под электронным лучом;
Тд — остаточная температура элемента фокусной дорожки через время 0,02 с — время одного обо-
рота анода. Тц2 —через 0,04 с; Тд^ —через 0^06 с; Тд^ —через 0,08 с; То— температура анодно-
го диска перед началом снимка; Тд^^ —сумма остаточной температуры от многократного прохож-
дения элементов фокусной дорожки под электронным лучом.
Рис. 10. Температура элемента фокусной дорожки фокуса 2,0X2,0 мм трубки 14-30
БД10-150 при снимках различной мощности по паспорту трубки (без учета начальной
температуры анода).
/ — температура элементов фокусной дорожкн в момент прохождения под электронным лучом
различной мощности (Тф); 2 — температура элементов фокусной дорожки перед их очередным про-
хождением под электронным лучом (Тд); 8 —расчетная температура фокусной дорожки для наи-
большей мощности фокуса (Р„Л„ =55 кВт) н наибольшей длительности (Т„ расч.)* 4 —огибаю-
Доим	Дм
тая наибольшей температуры фокуса при паспортных нагрузках	5 — температура фокуса,
обеспечивающая равное температурное воздействие со всеми паспортными нагрузками (Т± ).
Для каждой предельной нагрузки (РДОп, to) величина Нт может быть
найдена графическим интегрированием кривой Тф(РдоП, t). Температура
равного температурного воздействия для паспортных нагрузок есть
производная по времени от температурного воздействия:
Ч. = т-	<35>
Тепловые процессы иа аноде трубки при пульсирующем анодном
* напряжении. Изложенная выше методика позволяет рассмотреть теп-
ловые процессы на аноде трубки при пульсирующей мощности, которая
определяется схемой выпрямления анодного напряжения. При этом
следует определить максимальную мощность, выделяемую на аноде
трубки, и влияние скольжения ротора по отношению к полю статора
на максимальную температуру фокуса.
Максимальная мощность (Рм), когда значение напряжения равно' .
амплитудному, составляет:
Рм ~ ЦДа м,	(36)
где Ua — напряжение уставки, а 1Лм—максимальное значение
анодного тока.
Для случая, когда анодный ток повторяет кривую анодного напря-
жения [12], средняя за полупериод мощность, воспринимаемая ано-
дом, равна:
Pa=-LfuaIa sin2adcz = HfS .	(37)
о
Приравняв среднюю мощность к предельно допустимой, получим:
РМ = 2РДОП.	'	(38)
Максимум мощности при каждом обороте анода смещается по фо-
кусной дорожке из-за того, что период вращения ротора больше перио-
да вращения поля статора.
На рис. 11 для анода, вращающегося со скоростью 2800 об/мин,
условно показана развертка фокусной дорожки для пяти оборотов ано-
да при наложении на нее двухполупериодной нагрузки. Наиболее на-
гретой точкой фокусной дорожки будет точка, которая окажется под
электронным лучом максимальной мощности в последний полупериод
нагрузки. Отложив эту точку на развертке фокусной дорожки для
. каждого оборота и спроектировав ее на развертку нагрузки, получим
мгновенные значения мощности, воздействующие на наиболее нагретый
элемент фокусной дорожки. Моменты времени, когда этот элемент
проходит под лучом, определяются из выражения:
t = N-^_-——10	(39)
п п и у п /’
где N — число оборотов анода с момента начала снимка; п — ско-
рость вращения поля статора, об/мин; п' — скорость вращения анода,
4*
S1
р
Рис. 111. Развертка вращения ротора и проекция моментов приложения нагрузки к од-
ной точке фокусной дорожки при питании трубки пульсирующим напряжением. ТрОт —
период вращения ротора, Тст-—период вращения магнитного поля статора.
об/мин. Мгновенные значения мощности в моменты прохождения рас-
сматриваемого элемента под лучом будут равны:
р = Рм sin2 cot = Рм sin2 со N — —
гм	м	п П
(40)
Таблица 7
Температура большого фокуса трубки 14-30 БД10-150 при питании
двухполупериодным напряжением;
Рдоп. = 30 кВт, t = 0,1 с
	t, с	Р, кВт		N 1	2	3	4	5
N			Фм’ с	2Тд 0	5,0	3,0	33,0	101,6
1-й 2-й 3-й 4-й 5-й	0,0093 0,0307 0,0520 0,0735 0,0950	0,3 1,8 20,0 49,5 60	10,0 60 650 1600 1900	10,0	0,0 60,0	0,0 3,0 650,0	0,0 2,0 31 1600	0,0 1,6 22 . 77 1900
N—1 Тфм + ^д				10	60	653,0	1633	~2000
N— 1 4, + f Тд+Т°				510	560	1153,0	2133	~2500
52
где ю — круговая частота. В табл. 7 приведены рассчитанные по (39)
моменты времени приложения мощности к одной точке анода, а также
значения мгновенной мощности, рассчитанные по формуле (40). Там
же приведен пример расчета температуры фокусного пятна Тф(Р, t)
при пульсирующем напряжении с учетом влияния скольжения ротора.
Как видно из табл. 7, наибольшая температура точек фокусной до-
рожки в максимум последнего полупериода напряжения примерно рав-
на 2000°C (без учета начальной температуры). Сравнение расчетных
температур фокуса при питании трубки пульсирующим и постоянным
напряжением (см. табл. 6) показывает, что для допустимых нагрузок
одинаковой длительности температура Тфм при пульсирующем напря-
жении на 14—15% больше из-за увеличения максимума мощности
(~20%), а температура Тд наиболее нагретых элементов дорожки
растет значительно медленнее из-за скольжения ротора. В результате
полная температура фокуса при пульсирующем напряжении на 5—7%
больше, чем при постоянном.
При питании трубки от шестивентильной схемы выпрямления из-за
пульсаций анодного напряжения (15—20% от Ua) также имеет место
некоторое превышение (на 4—6%) максимальной мощности по сравне-
нию с допустимой мощностью трубки, что приводит к повышению тем-
пературы отдельных точек фокусной дорожки. При наблюдении за точ-
ками фокусной дорожки, проходящими под электронным лучом, с по-
мощью специальных датчиков, на которые светосильным объективом
переносится световое излучение фокуса, можно заметить явные пуль-
сации температуры, обусловленные указанными причинами1 (рис. 12).
Скольжение ротора позволяет найти оптимальную скорость враще-
ния анода трубки при питании ее от шестивентильной схемы выпрям-
ления. Так, для того чтобы при каждом последующем обороте анода
максимум мощности всегда попадал на участки дорожки, находящие-
ся в промежутках между максимумами мощности предыдущего оборо-
та, необходимо, чтобы анод отставал от вращения поля статора на
V12 оборота. Тогда оптимальная скорость вращения анода составит:
'	60	720
<41>
+	12
Скорость вращения анода, когда максимумы мощности при каждом
обороте накладываются друг на друга:
60
_Ма
6
П2
Ata
360
7Ata
(42)
Расчеты по формулам (40) и (42) дают наиболее благоприятную
скорость вращения 2770 и 8370 об/мин и наименее благоприятную ско-
рость 2570.и 7780 об/мин для трубок с номинальной скоростью 3000
и 9000 об/мин.
1 Исследования проведены В. Н. Подгорным [4].
53
Рис. 12. Типичные пульсации температуры фокусного пятна при питании трубки от
трехфазной шестнвентнльной схемы выпрямления. Трубка DR—150/30/50, фокус—‘(Й,0><
'Х2,0 мм, Ра=50 кВт).
а — температура элементов фокусной дорожки; б — ток датчика светового излучения.
Экспериментальное определение температур фокуса связано со зна-
чительными техническими трудностями ![25]. Наибольшую трудность
представляет выбор масштаба температур и градуировка сигнала дат-
чика, а также учет в системе измерения мешающих факторов, таких,
как световое излучение катода.
54
Рис. 13. Температура' фо-
куса трубок типов «Юве-
ннкс» и «Ювеникс-Ре-
корд» фирмы «CGR»
(Франция), полученные
экспериментально.
1 — температура фокуса
трубки сЮвеннкс» (п ==
3000 об/мин); 2 — температу-
ра фокуса трубки «Ювеинкс-
Рекорд» (п=9000 об/мин);
3— температура фокусной
дорожки.
В работе [92] измерение температуры проводилось с помощью фо-
тоэлемента, на который системой зеркал попеременно подавались изо-
бражения фокуса трубки и специальной эталонной лампы, температура,
нити накала которой известна. На рис. 13 приведены эксперименталь-
но полученные кривые температур фокусного пятна и фокусной до-
рожки трубок типа «Ювеникс» (2800 об/мин) и «Ювеникс-Рекорд>
(8500 об/мин) при питании их пульсирующим напряжением Ua=
= 100 кВ и током 1а=350 мА.
Для градуировки сигналов датчика, регистрирующего световое из-
лучение нагретого фокуса, используется также кривая теплового из-
лучения вольфрама [100]. С этой целью на анод трубки длительно по-
дают небольшую мощность до тех пор, пока датчик не зафиксирует
постоянства температуры. Это свидетельствует о том, что наступило-
SS
тепловое равновесие и вся подводимая к аноду мощность излучается
с его поверхности. Излучение вольфрама с единицы поверхности анод-
ного диска определяется выражением:
(43)
где Sa — полная поверхность анода. Для ряда значений мощности
определяются величины излучения с единицы поверхности диска и да-
лее по кривой излучения вольфрама (рис. 14) находятся значения тем-
ператур анода, что позволяет построить шкалу температур в зависи-
мости от сигналов датчика. Такой метод измерения позволяет не учи-
тывать поглощение света промежуточными средами: стеклом трубки,
маслом защитного кожуха, выходным окном и просвинцованным стек-
лом, защищающим датчик от рентгеновского излучения [4].
Допустимая мощность трубки
при неизменной и падающей нагрузках
Для неизменной во времени нагрузки, воспользовавшись (17) и (30)
и положив температуру фокуса Тф, равной предельной температуре,
получим условия для определения допустимой мощности
N-1
тпред-т0=тФм+2 W	(44)
1
Подставив в (44) (19) и (30), будем иметь
_____ N—1
тпр-«-т.-2	(45)
где ТДм—остаточная температура, рассчитанная по линии влияния
единичного импульса для наибольшей мощности фокуса Рм. После пре-
образования получим формулу для определения мощности при снимках
различной длительности:
П	Тпред— То
Ра =	й=1	•	(46)
2а Ks( 1—ч») (5фХл)-1 /120Ь (Ъг ДГ + £
1
С учетом изменения теплофизических коэффициентов:
Ра =-----------------------------ЙП------------(47)
6КД1-4)а/ 120b (ОТдГ*
ЗфЛ (3Xq 2КЛ,ТПред)	Дм ДОпм*
Предельная температура фокусного пятна может быть определена
из условий наибольшего давления пара и скорости испарения воль-
фрама [25, 84, 92]. Увеличение предельной температуры приводит к
сокращению срока службы трубки, а занижение ее увеличивает дли-
56
тельность снимка и повышает динамическую нерезкость изображения.
Поскольку на первое место . выдвигается стремление обеспечить не-
обходимую мощность при снимках длительностью 0,1—0,2 с, предель-
ную температуру в этом интервале выбирают на 300—500°C больше,,
чем в интервале больших длительностей. Рекомендуется обычно темпе-
ратура 2600—2700 °C для коротких выдержек и 2000—2200 °C для бо-
лее длинных [48].
Перед тем как перейти к определению закона изменения допустимой
мощности трубки в процессе снимка с падающей нагрузкой, рассмот-
рим этот режим более подробно. Он характеризуется тем, что в началь-
ный момент снимка на трубке устанавливается наибольшая мощность,
которая затем уменьшается по определенному закону, при котором
трубка не может быть перегружена в течение всей длительности сним-.
ка [65, 81, 104, 106, 117]. Это позволяет сочетать режим падающей на-
грузки с автоматическим реле экспозиции [20, 58]. При этом установ-
ленное значение анодного напряжения остается неизменным.
В режиме падающей нагрузки порции тепла, получаемые элемен-
том фокусной дорожки, с каждым оборотом анода уменьшаются, .по-
этому на температуру фокусной дорожки от единичного импульса
мощности Pi накладывается через время Ata температура от едийич-
ного импульса мощности P2<Pi и т. д. За первый оборот анода допу-
стимый нагрев фокусного пятна равен:
ТфМ1 — Тпред
—т
10-
(48>
Такой температуре соответствует мощность, которая допустима
только для выдержки, не превышающей времени одного оборота ано-
да Ata. Мощность при втором обороте необходимо уменьшить так,
чтобы температура фокуса оставалась неизменной или равной приня-
той предельной температуре для второго оборота анода. Это требование
выполняется, если температура фокусного пятна при втором обороте
анода будет равна:
ТфМ2 = Тпред-(То + ТД1)	(49)>
или для N-ro оборота
Тфм ТПред
N-1
То+2 Тд(р, t)
1
(50>
Если величина Тпред не является постоянной, а уменьшается во вре-
мени по какому-либо закону, то в выражении (50) надо для каждого
оборота анода подставлять другое значение предельной температуры
фокусного пятна [67]. Подставив в (50) значение Тфмиз (17), получим
выражение для последовательного расчета мощности при каждом обо-
роте анода:
Pt=
N-1
Тпред — То
2а (1 — гр) / Ks
- S ТД (р- бфх
1
'(51>
57
Схема расчета мощности анода рентгеновской
N	t, с	^пред °C	(Тпред)	T<tfc-TnpeA-To + SVPr *>’ °C 1	pf кВт 1
1	0—0,02	Тпред1	X (0,66 Тлред^)	ТфМ1 = Тпредх — (То + 0)	ptx
2	0,02—0,04	Тпред2	X (0,66 ТПреД2)	Тф„2 = Тпред2 ““ (То + ТД1)	pt2
3	0,04—0,06	Тиред3	X (0,66 ТПред3)	ТфМз = Тпредз — (То + Тд2 + К2ТД1)	pts
4	0,06—0,08	Тпред4	X (0,66 ТПред4)	Тфм< = ТПред4 — (То + 2 Тд) 1	pt«
	0,08—0,1	Тпред5	X (0,66 ТПред5)	Тфм& ~ ?пред5 — (То + 2 Тд) 1	Pt5
С учетом зависимости коэффициента теплопроводности от темпера-
туры выражение (51) примет вид
N-l Т„ред -To- ТД(Р, t) 1	2ф (ЗХо+^К^Тпред)
6aKs (1 —1|>) / AU"1
(52)
Определение мощности по выражению (52) удобно производить таб-
личным способом (табл. 8). В таблицу записывают значения предель-
ной температуры фокуса для каждого оборота анода Тдред, а также со-
ответствующие значения коэффициента теплопроводности (А.). Остаточ-
ную температуру заносят в правую часть таблицы со сдвигом на один
оборот. После определения мощности для N-оборота (PtN) остаточ-
ная температура в соответствии с (30) умножается на коэффициент:
KN = -^^-	(53)
1 пРед1
Сумма остаточной температуры для любого оборота анода есть
функция соответствующих значений мощности:
N—1
2 Т.=ТДМ_„(РЧ)+ТД„_Я(Р^+ . . . +Ta(P<w_2,)+T„(P,,N_„)
1
(54)
'58
трубки при падающей нагрузке
Таблица £
N		1	2	3	4	5	KN	
N-1 2*. 1	°C	0	ТД1	ТД2 + К2ТДг	тд, + \тд2+ + \ТД1	т„ +к т + д« 2 Д, + кт, + , д2 + К<ТД!		
		0	ТД1	тд2	Тд,	Ч .	Ki =	ТФ"1 _ . гр		 1 ХФм1
				к2тД1	к2тД2	К2Тд,		т 1Фм2
							К.2 —	т Фмх
					к,тд	К,Тд2	к3 =	т Фмз Т ФМ1
t						к«тД1	К4 =	Т 1Фм, т Ф«1
							к,=	Тфм5 т 1фм1
ИЛИ
N-1
У ТД = ТД(М_1)4-К2ТД(]Я_2)+ . . . +К(к-2)ТД2+К(м-1)ТД1-	(55)-
1
Энергия, выделяемая на аноде трубки, в процессе снимка с падаю-
щей нагрузкой может быть определена из выражения:
t
Wf=Jpfdt.	(56>
о
Скорость выделения энергии при падающей нагрузке (закон изме-
нения мощности) определяется изменением предельной температуры,
фокусного пятна ТпредО)- При этом наибольший интерес представляет,
такой закон изменения мощности, который при снимках с падающей;
нагрузкой обеспечивает равенство температурного воздействия (Нт)
режиму снимков с неизменной нагрузкой, регламентированной паспор-
том (что в первом приближении снимает вопрос о возможном изме-
нении долговечности трубок при падающей нагрузке). Такой закон,
изменения мощности будет иметь место, если в качестве изменяющейся
предельной температуры фокусного пятна будет взята температура рав-
ного температурного воздействия.
тпм.=Ч.=^>-.	(64
59’
Рис. 15. Мгновенные значения мощности и энергии при падающей нагрузке для фокуса
2,0X2,0 мм трубки 14-30 БД10-150 при различных режимах фокусного пятна.
2. 5 ~ pf и Wj при Тп е = 2240 °C = const; 1, 6—Р,
dW
Тпред = Тфрв'. 4~ Pt-------------др5! s “^доп.
и Wf при Тпред = Тогиб; 3, 7 - Pt и Wt при
Если это условие выполняется, то выделяемая на аноде энергия
равна допустимой, регламентированной паспортом для любой длитель-
ности снимка, и закон изменения мощности может быть определен из
выражения:
60
Pt = ^.	(58)
На рис. 15 приведены кривые мгновенных значений мощности и
энергии, выделяемой на аноде при падающей нагрузке, для различных
законов изменения предельной температуры: Тпред=2240°С; Тпред=
=Т0Гиб; ТпРед=Тфрв=^т. Сопоставление кривых показывает, что в
области малых длительностей (0,1—0,2 с) скорость выделения энергии
практически одинакова и мало зависит от закона изменения предель-
ной температуры. Однако при включениях на 2—5 с наблюдается
значительное возрастание скорости выделения энергии в зависимости
от закона изменения предельной температуры [67]1.
Известны системы падающей нагрузки, в которых спадание мощно-
сти во всем диапазоне изменений анодного напряжения начинается
одновременно с включением высокого напряжения. У этих систем при
напряжения Ua^70 кВ трубка используется неполностью из-за недо-'
статочной эмиссионной способности катода или из-за недостаточной
мощности аппарата. Для того чтобы повысить отдачу трубки при пони-
женных напряжениях, применяют задержку начала уменьшения нагруз-
ки [3]. В ряде случаев с точки зрения технического воплощения режи-
ма падающей нагрузки более рационально изменять нагрузку ступеня-
ми, при которых мощность изменяется через определенные промежутки
времени.
Современный диагностический аппарат, рассчитанный на широкий
круг исследований, должен, кроме режима падающей нагрузйи, иметь
и режим неизменной мощности для таких исследований, как кимогра-
фия, томография и ангиография. Поскольку режим неизменной мощ-
ности выполняется со ступенчатым регулированием параметров сним-
ка, то и режим падающей нагрузки целесообразно выполнить ступен-
чатым, совмещая изменение ступеней мощности с изменением ступеней
тока [2]. Длительность ступеней можно определить по отношению
суммы энергии ступеней к допустимой:
К
1	1	/ЧСП
где к — число ступеней изменения мощности.
Ступени тока и напряжения дают разное изменение мощности, по-
этому для обеспечения постоянной начальной мощности при падающей
нагрузке одному значению тока должны соответствовать два и более
значений анодного напряжения. Для того чтобы использование трубки
во всем диапазоне значений напряжения было примерно одинаковым,
длительность первой ступени мощности должна быть различной для
разных фокусов при разных уставках анодного напряжения. Чтобы
упростить схему программатора падающей нагрузки, длительности по-
следующих ступеней для всех величин напряжения и фокусов можно
61
Рие. 16. Температура фокуса и фокусной дорожки при плавно и ступенчато падающей
нагрузке (фокус 2,0X2,0 мм, трубка 14-30 БД10-150).
1 — Т„М=Т. ; 2—ТА при ступенчатом изменении мощности; 3 — T . ; 4 — Т„для плавно па-
пред Фрв Ф	Фер *
дающей нагрузки; 5 — Тддля ступенчато падающей нагрузки.
взять соответственно равными. Температура фокуса при ступенчатой
нагрузке определяется выражением:
N-1
Тф = Тфм(Рк) + £ Тд.	(60)
1
На рис. 16 приведен график температур при ступенчатой падающей
нагрузке в сравнении с предельной температурой Тпред=Тфрв. Там же
приведена средняя температура фокуса при ступенчатой падающей на-
грузке.
<61>
Падающая нагрузка со ступенчатым изменением мощности благода-
ря простоте осуществления находит широкое применение в массовых
однофазных и трехфазных аппаратах (до 100 кВт включительно). В ап-
паратах большей мощности, где применяется регулирование анодного
напряжения на стороне высокого напряжения при помощи высоко-
вольтных триодов или тетродов, более эффективным оказывается при-
менение системы с плавным изменением мощности (24, 102, 113).
Паспорт трубки, как это показано ранее, может являться основой
определения закона изменения мощности падающей нагрузки. Посколь-
ку изменение мощности требует регулирования параметров главной
И
цепи для поддерживания на трубке установленного анодного напряже-
ния, в уравнение главной цепи аппарата необходимо ввести закон из-
менения мощности (см. главы IV, V). Изменение допустимой энергии
и мощности на аноде трубки (рис. 6, кривые 1—8) с погрешностью
порядка 10%, могут быть описаны следующим образом [8]:
WflOn=A(l—e-mt)4-Bt	(62)
и*
рот=	+в’
где А, В, т — постоянные коэффициенты для данного фокуса труб-
ки. Мощность при падающей нагрузке, обеспечивающая равенство тем-7
пературного воздействий с паспортными нагрузками в соответствии с
(58), может быть выражена как:
Pt =	= Arne~mt 4- В.	(64)
Коэффициенты А, В и m находятся подстановкой в уравнения (62—
64) паспортных значений энергии и мощности в относительных едини-
цах (100 кВт—1) для различных значений длительности. При этом
одну из точек целесообразно выбрать для t=0,01 с, записав для нее
= Arne-mt + В — Рдопм.
Поскольку в этом случае величина t очень мала, величину e~mt мож-
но принять равной единице. Дальнейшее нахождение коэффициентов
определяется совместным решением уравнений (62—64). В табл. 9
приведены коэффициенты А, В, m для трубки 14-30, БД10-150 при пи-
тании ее постоянным и двухполупериодным напряжением.
-	Таблица 9
Коэффициенты А, В и m для трубки 14-30 БД10-150
Схема выпрямления	Размер фокуса, ммхмм	А	в	m
Шестив енти льн ая Четырехвентильная	2,0x2,0 1,0X1,0 2,0x2,0 1,0X1,0	0,300 0,160 0,320 0,089	0,055 0,043 0,030 0,046	1,657 1,170 0,900 1,100
Используя коэффициенты А, В, ш, можно рассчитать мгновенные
значения тока трубки (для каждого оборота анода) при любых устав-
ках анодного напряжения:
т _ Ame~mt + В
63
Защита трубки от перегрузки
Нагрузка рентгеновской трубки за одно включение характеризуется
отношением выделенной за снимок энергии и допустимой за ту же дли-
тельность [65].
Jpdt
—	(66)
w доп	w доп
Это выражение позволяет оценить коэффициент нагрузки т] как
для неизменной, так и для изменяющейся во времени мощности. Для
неизменной во времени мощности коэффициент нагрузки трубки можно
оценить по выражению, предложенному В. К- Шмелевым [70]:
=	(67)
*доп
Рентгеновская трубка должна сохранить работоспособность в тече-
ние всего срока службы при условии Г, поэтому все аппараты обес-
печивают тем или иным способом установку режима снимков в преде-
лах допустимой нагрузки. Известны следующие способы защиты труб-
ки от перегрузки:
—	ограничение либо мощности при данной длительности включе-
ния, либо длительности при данной мощности для системы уставок с
независимыми параметрами [25, 70];
—	ограничение параметров снимка системой уставок с взаимозави-
симым регулированием, в которой анодный ток устанавливается в за-
висимости от уставки анодного напряжения и длительности включения.
При этом на трубке всегда устанавливается мощность, близкая к 90%
ОТ Рдоп!
— наличие в аппарате с независимыми регулировками счетной схе-
мы, которая моделирует выражение (67) и при т]0> 1 блокирует вклю-
чение высокого напряжения. Такая схема комплектуется прибором,
указывающим в процентах величину коэффициента нагрузки трубки
[2, 3, 13, 71, 103]. Выбор степени нагрузки трубки позволяет медицин-
скому персоналу при снимках скелета вести работу при коэффициентах
нагрузки, меньших единицы, что увеличивает срок службы трубки.
На рис. 17 приведена схема защиты трубки от перегрузки в аппа-
рате РУМ-20. На вход трансформатора Тр 10 от главного автотрансфор-
матора подается напряжение, пропорциональное уставке анодного на-
пряжения. С отпаек ТрЮ через переключатель уставок анодного тока
Кн25-Кн600 снимается напряжение, пропорциональное произведению
анодного напряжения на анодный ток трубки, т. е. пропорциональное
мощности. Отпайки трансформаторов ТрП—Тр13 выбираются переклю-
чателем уставок выдержек времени В2, а трансформаторы ТрН—Тр13
подключаются переключателем рабочих мест В1 в зависимости от
выбранного фокуса рентгеновской трубки. С трансформаторов ТрП—
Тр13 напряжение, пропорциональное допустимой нагрузке трубке на
64
данном фокусе при данных уставках напряжения, тока и выдержки,
поступает на прибор со шкалой, градуированной в процентах допусти-
мой нагрузки. В целом устройство регулируется так, что при нагрузке
трубки более 100% цепь питания реле защиты Р25 разрывается и высо-
кое напряжение не может быть включено.
5-233
«5
Приведенные выше системы защиты обеспечивают нормальную экс-
плуатацию трубки при одиночных снимках с интервалом 3—5 мин. При
других исследованиях, когда серии снимков предшествует длительное
просвечивание и снимки чередуются с просвечиванием (см. главу II),
трубка оказывается в значительно более тяжелых условиях, и описан-
ные выше системы защиты не обеспечивают ее работоспособность.
Коэффициент нагрузки трубки при серии снимков можно определить
как функцию допустимой нагрузки трубки за одиночный снимок
, t
/ J Ptdt |
=	----Л	(68)
4 w доп '
Для расчета коэффициента нагрузок при серии снимков с предшест-
вующим просвечиванием примем следующие допущения: а) снимки
производятся подряд после 5 мин просвечивания с перерывами между
снимками, равными 10 с, из которых в течение 8 с производится про-
свечивание и 2 с кассета перемещается в рабочее поле и обратно.
Временем выдержки снимка (t = 0,1—0,2 с) можно пренебречь. Таким
образом, снимки с просвечиванием образуют цикл с временем t4= 10 с
и временем просвечивания 8 с; б) за 5 мин просвечивания температура
анода устанавливается постоянной и равной (Тдросв); в) предельная
температура фокусного пятна Тпред после включения последнего снимка
Рис. 18. Схема нагрева анода трубки при серии снимков с предварительным просвечи-
ванием. 4Та — приращение температуры тела анода.
66
серии принимается равной 2600 °C [24, 48, 65]; г) температура фокус-
ного пятна пропорциональна приложенной мощности, т. е. коэффициен-
ту нагрузки трубки; д) начальная температура (То) анода при одиноч-
ных снимках равна 500 °C; е) мощность, которую анод способен вос-
принимать длительно, равна средней мощности, излучаемой анодом.
Для большинства трубок эта величина равна 300 Вт. На основании
этого можно записать РОХл = 300 Вт; ж) длительность перерывов меж-
jiy исследованиями принимаем достаточно большой (10 мин), так что
температура наиболее нагретых точек анода падает за это время по
крайней мере до установившейся температуры анода при просвечива-
нии; з) между снимками за 8 с просвечивания температура от преды-
дущего нагрева распространяется по всему телу анода равномерно за
счет теплопередачи. На рис. 18 схематично показан процесс нагрева
анода при серии снимков с предварительным просвечиванием. С учетом
принятых допущений коэффициент'нагрузки для серии снимков может
быть определен из выражения:
____ Тпрад— Тпросв_(i 1) (Wo -J- WnpOCB W0XJ7)
'll — т _________Т»	— l"T _____T.'l
1 пред 1 о	11 пред 19j
где i — число снимков за исследование; Wo — энергия одного при-
цельного снимка; WnpocB=Рпросв, tnpocB — энергия, воспринимаемая ано-
дом в промежутках между снимками (Рпросв = 250 Вт); W0In = Pcxn t4—
энергия, излучаемая анодом в промежутках между снимками; G — мас-
са анода (для трубки 14-30БД10-150 G = 650 г).
Для расчета допустимого коэффициента нагрузки по выражению
(69) необходимо определить: температуру анода при просвечивании
(Тщюсв) и энергию одного прицельного снимка. Установившаяся темпе-
ратура анодного диска за время предварительного просвечивания мо-
жет быть определена по ранее рассмотренной методике и рассчитана
по подводимой к аноду мощности просвечивания. Определение энергии
одного прицельного снимка следует рассмотреть подробнее, так как
имеет место значительная разница в величине необходимой энергии в
зависимости от полноты обследуемого и от схемы выпрямления питаю-
щего устройства. В соответствии с (9) при линейной зависимости
анодного тока трубки от напряжения будем иметь:
Я
JJ = -1- J к'иу ам sin® ada = 0,5к'11|1а,	(70)
о
где к' — коэффициент пропорциональности.
Когда анодный ток не зависит от напряжения '
Я
Л = 4- jK'UUaSm6ada = 0,34K'Uya.	(71)
о	
67
5*
Реальная величина интенсивности за объектом исследования в че-
тырехвентильной схеме будет равна:
J4 = 0,42K'UHa.	(72)
Соответственно для трехфазной шестивентильной схемы выпрям-
ления:
J, =0,8x444.	(73)
Мощность, выделяемая на аноде трубки в четырехвентильной схеме
выпрямления для линейной зависимости тока от напряжения в соответ-
ствие с (37) равна:
P^ = 0,78UaIa,	(74)
когда анодный ток не зависит от напряжения
P4=-i-JuaIasinada=0,64U6Ia.	(75)
о
Мощность, выделяемая на аноде при снимке
Ра< = 0,74UaIa.	(76)
Для шестивентильной схемы выпрямления
Pae = 0,95UaIa.	(77)
С учетом (76) и (77) выражения (72) и (73) могут быть представ-
лены в следующем виде:
4 = 0 42ffPa6 =0,56K'UfPa4,	(78)
(79)
Умножив полученные выражения на длительность снимков, полу-
чим выражения, связывающие дозу излучения, воспринимаемую плен-
кой за снимок в каждой схеме с энергией, выделяемой на аноде трубки:
D4 = J4t4 = 0,56k'U1W4,	(80)
De = Jete = 0,85K'U4aWe.	(81)
Полагая дозу излучения на пленке за снимок одинаковой в обеих
схемах выпрямления при равных анодных напряжениях, получим усло-
вие для сравнения необходимых величин энергий (Wo):
W
-^-= 1,52.	(82)
Полученное соотношение показывает, что для снимков одного и то-
го же объекта с одинаковой плотностью почернения пленки на аппара-
те с шестивентильной схемой выпрямления требуется энергии в 1,5 раза
меньше, чем на аппарате с четырехвентильной схемой.
«8

Медицинская практика подтверждает выведенные соотношения
[21, 66]. Так, при работе четырехвентильных аппаратов типа РУМ-10
и РУМ-22 и трехфазных аппаратов типа РУМ-20 для пленки с чувстви-
тельностью 250 Р-1 при исследованиях желудочно-кишечного тракта
больных различной полноты получены энергии, приведенные в табл. 10.
Подставив значения величины Wo в выражение (69), можно получить
значения допустимого коэффициента нагрузки трубки для различной
серии прицельных снимков (табл. 10).
Таблица 10
Коэффициент нагрузки трубки 14-30БД10-150 (фокус 2,0X2,0 мм)
для снимков с предварительным просвечиванием (Ua=100 кВ)
1 Схема аппарата	Полнота обследуемого	Wo. кДж	i	Ра- кВт	t, с	q, мК	”1 .
Трехфаэная мостовая	Средняя	2,7	5	40	0,068	28,5	0,782
			10	38	0,072	28,5	0,74
			15	35,7	0,075	28,5	0,7
То же	Выше средней	3,5	5	39	0,09	37	0,77
			10	35	0,1	37	0,7
			15	31,5	0,11	37	0,6 4
Однофазная мостовая	Средняя	4,0	5	21,7	0,18	57	0,76
			10	19,2	0,21	57	0,68
			15	16,9	0,24	57	0,61 -
То же	Выше средней	5,1	5	20	0,26	74	0,73
			10	17	0,31	74	0,63
			15	14	0,37	74	0,5 3
На рис. 19 показано изменение коэффициента нагрузки трубки для
различных серий снимков для питающих устройств с однофазной и
Трехфазной схемой выпрямления.
1,0 г-
		1	—ч	«г	
					
				—	
					
					
					
7	2	3	4	5	6
Рис. 19. Коэффициент на-
грузки трубки при раз-
личной серии снимков с
предварительным просве-
чиванием в зависимости
от необходимой эйергии
снимка для фокуса 2,0Х
Х2,0 мм трубки 14-30
БД10460, для однофаз-
ной и трехфазной схем
выпрямления.
W« — энергия одного снимка
при чувствительности 250—
300 Р' для объектов различ-
ной полноты в трехфазной
схеме выпрямления; We —В
однофазной схеме.
Пользоваться на практике таким многообразием значений коэффи-
циента нагрузки затруднительно, поэтому из них выбирают наиболее
употребительные. Так, для однофазных аппаратов РУМ-22 и РУМ-22М
принято усредненное значение — 0,65, а для трехфазного аппарата
РУМ-20 = 0,75. Эти значения коэффициентов заложены в схему защиты
аппаратов РУМ-20 и РУМ-22 для трубок, работающих при снимках
с просвечиванием.
Схема защиты трубки в этих аппаратах (рис. 17) имеет плату на
переключателе рабочих мест (Bi—9), при помощи которой на регистри-
рующую схему подается увеличенное напряжение пропорциональное
отношению t)o/tii [2, 3].
Выражение (69) позволяет оценить влияние предварительного про-
свечивания на допустимый коэффициент нагрузки для трубок с раз-
личным диаметром анода (табл. 11). Для большей наглядности коэф-
фициент нагрузки рассчитан для одного снимка.
Таблица 11
Температура анода трубки при просвечивании и коэффициент нагрузки для трубок
с различными диаметрами анода
(Рпросв=250 Вт)
Тип трубки	Da, см	Sa, СМ2	х BT/CM2	^просв' G	Ц0
5БД13-125	4,5	42,5	5,9	1 240	0,65
6-10БД12-125	5,5	55,5	4,5	1 160	0,68
10-20БД12-125	7,0	87,5	2,85	1 060	0,73
DR30(50)150	9,0	142,0	1,77	950	0,78
14-80БД10-150	10,0	173,0	1,45	910	0,8
Bi 150(30)150	10,5	190,0	1,32	890	0,82
Из табл. 11 видно, что увеличение диаметра анода влияет на тем-
пературу анодного диска при просвечивании, которая в основном и
определяет коэффициент нагрузки трубки при прицельных снимках.
Для сплавных анодов выражение (69) может быть представлено в
следующем виде:
	 Тпред ~ Тпросв   (1 — О (Wq -j- Wпроев — Wрхл)	/оо\
1____________________________________________________Тпред — Тр	(Тпред То) (cwGw + cmoQmo) ’
где cwGw — удельная теплоемкость и масса вольфрамовой части ано-
да, a cMoGmo — удельная теплоемкость и масса молибденовой части ано-
да соответственно. Другой мерой, также достаточно действенной, яв-
ляется применение почерненных анодных дисков (фирма «Сименс»),
что увеличивает коэффициент излучения. При этом длительная мощ-
ность удваивается. Это дает возможность либо увеличивать мощность
прицельных снимков, либо увеличивать их число [88].
Выражения (69) и (83) позволяют рассчитать допустимую нагрузку
трубки при серийных снимках в процессе рентгеноконтрастного иссле-
дования кровеносной системы. В этом случае между снимками просвё-
70
Рнс. 20. Плавное н ступенчатое изменение мощности прн падающей нагрузке для оди-
ночного снимка н сернн снимков с учетом усредненного коэффициента нагрузки.
1 — плавно падающая нагрузка для одиночного снимка; 2 — то же для серии снимков; 3 — сту-
пенчато-падающая нагрузка для одиночного снимка; 4 и 5 — ступенчато-падающне нагрузки для се-
рии снимков.
чивание не проводится, и все исследование продолжается несколько
секунд, поэтому охлаждением анода за время исследования допусти-
мо пренебречь. Тогда выражение (69) примет вид:
Ьрзд ~т°   ~ о w« 	/84)
" Тпред-Т0 (Тпред-T0).cG’	(	}
где Т£—температура анода до начала исследования. Здесь воз-
можны следующие варианты: а) трубка используется только при серий-
ных снимках, между исследованиями имеют место большие перерывы
и начальную температуру анода можно принять равной температуре
окружающей среды (Т'«20°С); б) трубка используется при серийных
снимках и при катетеризации (см. главу II). В этом случае Т0'=Тпросв-
В режиме работы с падающей нагрузкой также необходимо обеспе-
чить учет предварительного нагрева анода при просвечивании и при
серии прицельных снимков [65]. Поэтому закон изменения мощности
при падающей нагрузке должен учитывать коэффициент нагрузки, оп-
ределенный выражением (69):
Pti = (Ame-mt + В).
На рис. 20 приведены кривые изменения мощности трубки при
плавной и ступенчатой падающей нагрузке для одиночного снимка и
серии снимков с предварительным просвечиванием.
71
Вращение анода рентгеновской трубки
Долговечность и работоспособность трубок с вращающимся анодом
зависят не только от правильного выбора условий снимка (мощность
и длительность воздействия), но в значительной мере и от режима вра-
щения анода. Диагностические требования при производстве прицель-
ных снимков определяют допустимое время перехода от просвечивания
к снимку: это время не должно быть больше 0,8—1 с. За этот период
анод трубки должен набрать скорость вращения 2700—2850 об/мин
при п = 3000 об/мин и 8150—8500 об/мин при п = 9000 об/мин. Большая
скорость вращения анода и малая длительность разгона приводит к
большому угловому ускорению и к значительным механическим пере-
грузкам, возникающим в подшипниках аноднсь'о узла, тяжесть работы
которых усугубляется большими температурами (300—500°C), а так-
же работой в вакууме, что требует применения специальных видов
смазки [25]. С увеличением массы и диаметра анода усилия в подшип-
никах анодного узла возрастают.
Состояние подшипников анодного узла характеризуется временем
свободного вращения анода после отключения напряжения питания
статора. У новых трубок с п=3000 об/мин это время достигает 10—
20 мин и более, а у трубок, работающих длительное время, уменьшает-
ся до 10—15 с. Это явление, свидетельствующее об уменьшении скоро-
сти вращения анода во времени эксплуатации, требует предусмотреть
режим поддерживания числа оборотов анода в течение снимка. Дли-
тельное вращение анода создает после каждого снимка шум, мешаю-
щий нормальной работе врача, а также повышает износ подшипников.
Это особенно проявляется при работе трубок с п=9000 об/мин, свобод-
ное вращение анода в которых может достигать 30—40 мин. Для умень-
шения времени свободного вращения анода предусматривают тор-
можение путем подачи на обмотки статора постоянного напряжения
в течение 10—12 с, чтобы не создавать больших механических пе-
регрузок подшипников, выбирают режим торможения длительностью
10—12 с.
При выборе параметров, определяющих вращение анода, необходи-
мо исходить из того, что по мере старения трубки, а также при нагре-
ве анода и узла вращения в процессе работы трение в подшипниках
возрастает. Последствие этого крутящий момент, создаваемый полем
статора, должен быть таким, чтобы число оборотов в самом неблаго-
приятном случае достигало значения ~2700 или 8400 об/мин не более
чем через 1 с после начала вращения. Исследования отечественных
трубок с анодом массой 650 г и диаметром анода 100 мм (на
3000 об/мин) показали, что оптимальный режим вращения имеет ме-
сто, когда холодный анод новой трубки разгоняется за 0,6 с до 2800—
2900 об/мин.
С целью исключения локального перегрева анодного диска, который
может привести к превышению предельной температуры, на отдельных
участках фокусной, дорожки при прицельных снимках в современных
отечественных аппаратах применяют вращение анода трубки при про-
72
Рнс. 21. Схема питания статора от трехфазного источника напряжения с Частотой
50 Гц (аппарат РУМ-20), Пояснения в тексте.
свечивании. Для равномерного нагрева фокусного кольца перед при-
цельными снимками достаточно вращать анод со скоростью 10—
20 об/мин. Практическое создание системы вращения асинхронного
двигателя с такой скоростью представляет значительные трудности,
поэтому обычно анод вращается со скоростью 100—600 об/мин. Такое
медленное вращение анода не влияет на износ подшипников анодного
узла, но за счет равномерного распределения тепла по аноду позво-
ляет отказаться от дальнейшего снижения мощности при прицельных
снимках.
Статор выполняется по схеме с одной парой полюсов, а разница
в скорости вращения анода для трубки на 3000 и 9000 об/мин полу-
чается за счет подачи на обмотки статора напряжения разной часто-
ты— 50 и 150 Гц [44]. Для трубок с числом оборотов анода 3000 об/мин
применяются трехфазные и однофазные схемы питания, а для трубок
С числом оборотов 9000 об/мин — только однофазные.
На рис. 21 приведена трехфазная схема питания статоров для тру-
бок на 3000 об/мин аппарата РУМ-20.
При подготовке к снимку срабатывает реле Р34. Обмотка статора
трубки, выбранная переключателем, подключается на напряжение
305 В от регулировочного автотрансформатора. На две другие обмотки
статора это напряжение подается через емкость С23. Примерно через
1 с после включения режима подготовки снимка число оборотов анода
достигает ~2800. К этому моменту срабатывает реле задержки (на
схеме не показано) и реле Р28 переключает напряжение питания ста-
тора на 130 В. После окончания снимка реле Р34 обесточивается и
напряжение моста Д50 создает тормозное поле в обмотках статора.
73
Рнс. 23. Осциллограммы первичного
и вторичного напряжения н токов
утронтеля частоты.
1 — кривая фазного напряжения на пер-
вичной обмотке трансформаторов Тр1—ТрЗ;
2 — кривая вторичного напряжения утроен-
ной частоты; 3— кривая тока статора;
4 —кривая первичного тока утроителя.
Для защиты от обрыва цепей разгона анода служат токовые реле Р42
и Р43. В режиме просвечивания вращение анода осуществляется пода-
чей напряжения 130 В через прерыватель на 0,2—0,3 с перерывом
4,7—4,8 с.
Для вращения анода трубок на 9000 об/мин применяются специаль-
ное устройство — статический электромагнитный утроитель частоты. Это
устройство состоит из трех трансформаторов, первичные обмотки ко-
торых соединяются в звезду.
Первичное напряжение берется таким, чтобы сердечники трансфор-
маторов находились в области насыщения. При этом магнитные потоки
в сердечниках сильно искажены и в фазных напряжениях имеются явно
выраженные третьи гармоники. Вторичные обмотки трансформаторов
соединяются в открытый треугольник, вследствие чего сумма э. д. с.
первой гармоники (основной частоты напряжения питания) равна ну-
лю (э. д. с. фаз равны и сдвинуты на 120°), а э. д. с. третьей гармоники
будут складываться, так как они совпадают по фазе. В результате на
выходе схемы суммируются э. д. с. фаз третьей гармоники.
На рис. 22 приведена схема статического утроителя частоты, а на
рис. 23 — осциллограммы первичного и вторичного напряжения и тока.
Во время разгона анода напряжение сети подается контактором К1 на
малое число витков первичных обмоток трансформаторов. Однофазное
74
напряжение утроенной частоты подается на статор, обмотки которого
включены треугольником. Для сдвига фаз между токами обмоток ста-
тора применена емкость С2. Емкость С1 включена для частичной ком-
пенсации реактивной мощности. Ток первичной обмотки в процессе
форсированного разгона анода достигает 45—55 А. Токи вторичных об-
моток достигают 5—6 А при цапряжении 800—Ю00 В. Через 1 с после
начала вращения анода напряжение питания переключается контак-
том К2 на большее число витков первичной обмотки трансформаторов,
при этом напряжение на выходе схемы уменьшается до 100—150 В.
УСТРОЙСТВО РЕНТГЕНОВСКИХ ИЗЛУЧАТЕЛЕЙ
Защитный кожух рентгеновского излучателя представляет собой
высоковольтное устройство, конструкция которого должна обеспечить
охлаждение трубки, подведение к трубке напряжения накала, анодного
напряжения, напряжения питания статора, защиту от высокого напря-
жения и защиту от неиспользуемого рентгеновского излучения.
На рис. 24 показан рентгеновский излучатель аппарата РУМ-20 и
РУМ-22М с рентгеновской трубкой 14-ЗОБД 10-150 или 2-ЗОБД 11-150.
Защитный кожух представляет собой тонкостенную металлическую
трубку с вваренными в нее цилиндрическими рукавами, в которых мон-
тируются разъемы для высоковольтного кабеля. Для выхода рабочего
пучка излучения защитный кожух имеет выходное окно, в котором
иногда располагают вкладыш из свинца с квадратным отверстием или
шторки диафрагмы, ограничивающие сечение пучка излучения. Для
вращения анода в защитном кожухе расположен статор, который изо-
Рис. 24. Защитный кожух рентгеновского излучателя трубок 14-30 БД10-150 н 2-30
БД11-150 (аппарат РУМ-20).
1— крышка; 2 — держатель анода; 3— винт фиксации; 4 — статор; 5 — рентгеновская трубка;
6 — кольцо; 7 —экран; 8 — маслорасширнтель; 9 — гайка; 10 — окно; // — фланец-, /2 —крышка;
13 — катодный стака'н; 14 — кабель питания статора.
75
Рис. 25. Моноблок аппа-
рата «Медирент-1126».
1 —- высоковольтный тран-
сформатор; 2 — высоковольт-
ный выпрямитель; 3 — тран-
сформатор макала; 4 — ста-
тор вращения анода; 5 —
рентгеновская трубка; 6 —
тепловое реле.
лируется от баллона трубки специальным стеклянным стаканом. Труб-
ка крепится к анодному высоковольтному разъему через байонетовый
патрон, позволяющий установить трубку в необходимом положении.
Для крепления катодной части трубки предусмотрено разжимное изо-
ляционное кольцо. Защита от неиспользуемого излучения осущест-
вляется листовым свинцом, толщина которого в центральной части
кожуха достигает 2,5 мм. Остальные части кожуха и торцевые крышки
защищены свинцовым листом толщиной 1 мм. В качестве изолирующей
и теплопередающей среды обычно используется трансформаторное мас-
ло, компенсация объема которого при нагреве трубки создается масло-
расширителем.
Основные размеры и конструкция защитного кожуха определяются
рентгеновской трубкой и наибольшим анодным напряжением, на кото-
рое она рассчитана.	4
Рентгеновский излучатель (рис. 24) рассчитан на наибольшее напря-
жение 150 кВ при симметричной схеме выпрямления высокого напря-
жения, когда напряжение каждого вывода равно половине напря-
жения на трубке (75 кВ). В трехфазных мостовых схемах без сглажи-
вающего фильтра (РУМ-20) напряжение вывода равно фазному на-
пряжению высоковольтного выпрямителя, что на 16% больше половины
анодного напряжения: 72 кВ при Ua = 125 кВ и 86,5 кВ при Ua=150 кВ
(см. главу IV). Указанное обстоятельство ограничивает возможность
76
/
применения излучателя при несимметричном питании напряжением
125 кВ.
Нагрев рентгеновского излучателя в целом определяется не только
энергией, выделяемой на аноде рентгеновской трубки, но и тепловы-
делением обмоток статора и нити накала катода. Расчет теплового ба-
ланса этих процессов достаточно сложен [25, 70]. Для предотвращения
опасности перегрева защитного кожуха часто прибегают к дополни-
тельному охлаждению, применяя обдув кожуха вентилятором.
Кроме защитных кожухов, применяются излучатели в виде моно-
блоков. Моноблок представляет собой высоковольтную конструкцию
объединяющую рентгеновскую трубку и источник' анодного напряже-
ния— высоковольтный генератор. Развитие в последние годы техники
полупроводниковых выпрямителей (селен, кремний) позволило при-
менить в моноблоке четырехвентильную мостовую схему выпрямления
высокого напряжения. На рис. 25 приведена конструкция такого моно-
блока на 125 кВ.
Моноблоки применяются только в передвижных, переносных и ден-
тальных аппаратах. В этих аппаратах величина массы излучателя
играет решающую роль, поскольку от нее зависит масса штативных
устройств. Это обстоятельство ограничивает мощность и диагностиче-
ские возможности моноблоков.
Стремление уменьшить массу моноблока заставляет применять
бандажированные конструкции высоковольтных элементов, а также
максимально увеличивать индукцию в стали главного трансформатора.
Увеличение индукции ведет к значительному возрастанию намагни-
чивающего тока, что в кратковременном режиме (режим снимков) не
приводит к перегреву элементов главной цепи аппарата и может быть
учтено при расчете падения напряжения в элементах аппарата (см.
главу IV).
Практически расчетное значение намагничивающего тока при сним-
 ках можно довести до уровня нагрузочного тока. При этом для дли-
тельного режима работы (просвечивание) наибольшее напряжение вы-
бирается из условий допустимого нагрева элементов главной цепи.
Так, например, в моноблоке «Медирент-125» фирмы «Медикор» допу-
стимое значение напряжения просвечивания составляет 90 кВ при наи-
большем напряжении снимков 125 кВ.
Глава IV
ПИТАЮЩИЕ УСТРОЙСТВА
РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКИХ АППАРАТОВ
Питающим устройством рентгенодиагностического аппарата назы-
вают совокупность технических средств для питания электрической
энергией рентгеновской трубки.
Основной особенностью, определяющей специфику питающего уст-
ройства рентгенодиагностического аппарата, является наличие в аппа-
рате двух режимов работы — просвечивания и снимков.
Просвечивание требует длительного включения до нескольких минут
при небольшой мощности трубки (250—500 Вт). При снимках произво-
дится кратковременное включение трубки при значительной мощности;
в современных стационарных аппаратах мощность питающего устрой-
ства достигает 150 кВт. Выдержки времени при снимках составляют от
тысячных долей секунды до нескольких секунд.
Режим снимков предъявляет ряд специальных требований к расче-
ту питающих устройств и требует введения в схему питающего устрой-
ства ряда элементов, таких, как система коммутации, система компен-
сации падения напряжения, защита трубки от перегрузки и др.
Кратковременное включение питающего устройства в режиме сним-
ков выдвигает на первый план расчет его главной цепи не по тепловым
требованиям, как этого требует большинство электрических аппаратов,
рассчитываемых на длительное включение, а на заданное падение на-
пряжения на отдельных элементах главной цепи [70].
Кратковременность включения при снимках затрудняет регулиро-
вание параметров снимка (напряжения и тока трубки) в момент сним-
ка. В связи с этим возникает необходимость устанавливать параметры
снимка заранее, учитывая ожидаемое падение напряжения от включе-
ния нагрузки, и компенсировать это падение напряжения соответствую-
щими техническими средствами. Отсюда же вытекают жесткие требо-
вания к устройствам коммутации и отсчета выдержки времени (реле
времени), поскольку достаточно быстродействующая система комму-
тации нагрузки сложна технически.
На рис. 26 представлена блок-схема питающего устройства рентге-
нодиагностического аппарата.
Питание аппарата осуществляется обычно от электрической сети
общего назначения (однофазной или трехфазной) напряжением Uc.
Рентгеновская трубка РТ подключается к напряжению питания через
78
Рис. 26. Блок-схема питающего устройства рентгено-диагностического аппарата.
выпрямительное устройство ВУ, высоковольтный трансформатор ТГ и
регулировочный автотрансформатор АР с помощью контактора К, уп-
равляемого реле времени РВ. Для установки напряжения на трубке
используется компенсационное устройство КУ, обеспечивающее до вклю-
чения трубки учет ожидаемого падения напряжения в сети и в питаю-
щем устройстве и коррекцию питающего напряжения сети до номи-
нального значения.
Излучение, генерируемое трубкой, проходит через объект исследова-
ния О, датчик автоматического реле экспозиции ИК и попадает на
приемник излучения П. При снимках приемником излучения является
рентгеновская пленка. Электрический сигнал с датчика ИК, пропор-
циональный плотности почернения пленки, поступает в блок реле экспо-
зиции БЭ, где после набора заданной дозы излучения срабатывает
устройство, подающее сигнал на отключение контактора К через реле
времени РВ. Функциональным блоком питающего устройства являет-
ся также блок падающей нагрузки ПН, обеспечивающий переключе-
ния в цепи накала УН и компенсационном устройстве КУ, что соот-
ветствует выбранному закону изменения мощности трубки в процессе
снимка.
Стрелками на блок-схеме обозначены устанавливаемые параметры
снимка: Ua — анодное напряжение на трубке (максимальное значение),
1а — среднее значение анодного тока, Ф — выбираемый фокус рентге-
новской трубки, t—-выдержка времени, Д —доза излучения в плоско-
сти пленки, в первом приближении пропорциональная заданной плотно-
сти почернения.
Кроме указанных на блок-схеме функциональных блоков, в питаю-
щее устройство входят цепи стабилизации напряжения питающей сети.
Эти цепи обычно представляют собой электромеханическую систему
автоматического регулирования, которая с помощью серводвигателя
перемещает щетки регулировочного автотрансформатора при отклоне-
79
нии питающего напряжения сети от номинального значения [15]. Для
более точной стабилизации анодного тока трубки цепи накала УН-пи-
таются от феррорезонансного (электромагнитного) или электронного
стабилизатора.
К питающему устройству относятся также цепи защиты рентгенов-
ской трубки от перегрузки и цепи вращения анода, а также многочис-
ленные и иногда довольно сложные цепи блокировок защиты и сигна-
лизации. К таким цепям относятся, например, устройства защиты от
обрыва или короткого замыкания в цепях накала трубок, защита от
обрыва фазы напряжения питающей сети, сигнализация о готовности
аппарата к снимку, сигнализация о включении высокого напряже-
ния и др.
В схему питающего устройства входят и цепи управления штативно-
механическими устройствами, цепи выбора рабочих мест аппарата и
режимов работы.
Цепь питания электрической энергией рентгеновской трубки, со-
стоящая из регулировочного автотрансформатора АР, высоковольтного
трансформатора ТВ и выпрямителей ВУ называется главной цепью
питающего устройства и рентгеновского аппарата в целом.
Диапазон мощности питающих устройств современных рентгенодиа-
гностических аппаратов колеблется от сотен ватт до сотен киловатт,
а масса питающих устройств — от нескольких килограммов в перенос-
ных аппаратах до тонны и более в стационарных комплексах.
В этой связи представляется целесообразным рассмотреть отличия
питающих устройств рентгенодиагностических аппаратов и обосновать
методику выбора схемы и расчета главной цепи диагностических ап-
паратов различного назначения.
Общим качеством, позволяющим объединить эти устройства в одну
общую группу, является объект исследования медицинской рентгено-
логии.
Известное разделение питающих устройств рентгенодиагностических
аппаратов по мощности в настоящее время утратило свою универсаль-
ность, поскольку по мере укорочения импульса мощности (уменьшения
выдержки снимка) понятие мощности все в меньшей мере определяет
связь питающего устройства с сетью и в большей мере зависит от ха-
рактеристик рентгеновской трубки. Так, например, при использовании
в качестве накопителя энергии высоковольтного конденсатора мощность
на трубке 100 кВт и более может быть получена при весьма малой
мощности, потребляемой из сети. То же относится и к импульсному
разряду предварительно заряженной линии.
С этой точки зрения ко всем многочисленным типам рентгенодиагно-
стических аппаратов можно предъявить одинаковые основные требова-
ния: диапазон напряжений — от 35 до 150 кВ, предельное количество
электричества (экспозиция), необходимое для получения изображения
объекта при снимках, — 1—500 мАс и 1000 мАс при просвечивании.
Приведенные требования являются, естественно, обобщенными й
наиболее, полно соответствуют методикам общей рентгенодиагностики.
Питающие устройства специализированных аппаратов, предназначен-
ие
ных для исследования какого-нибудь одного органа (например, при
маммографии) могут обладать иными характеристиками.
Анализ различных типов питающих устройств показывает, что ос-
новным отличием, в наибольшей мере определяющим выбор схемы и
методику расчета главной цепи аппарата, является длительность рент-
генологического исследования. Эта величина в условиях общей рент-
генодиагностики изменяется в широком диапазоне и колеблется для
различных типов аппаратуры от 3-102 с (просвечивание) до 10-4 с
(снимки).
Выдержка времени при снимках определяет основные конструктив-'
ные и схемные черты аппарата главным образом потому, что от нее
непосредственно зависит мощность аппарата, так как количество энер-
гии, потребное для исследования, оказывается для всех аппаратов по-
стоянной величиной.
Следует отметить, что количество электричества, необходимое для
формирования рентгеновского изображения объекта исследования, за-
висит от чувствительности приемников рентгеновского излучения, как
при просвечивании, так и при фиксации изображения. С этой точки
зрения время исследования, конечно, не однозначно определяет техни-
ческие характеристики аппарата. Параметр времени, однако, удобен
для классификации питающих устройств различного назначения [6].
Аппаратура для проведения конкретной методики исследования тре-
бует учета в качестве определяющего параметра также количества
электричества, выделяемого на рентгеновской трубке в заданный ин-
тервал времени. Возьмем, например, два рентгенодиагностических ап- ,
парата с наименьшей выдержкой времени при снимках 0,01 с. Первый
из них, предназначенный для травматологии, должен обеспечивать за
это время единицы миллиамперсекунд, второй, предназначенный для
общей диагностики, — десятки миллиамперсекунд. Конструктивно эти
питающие устройства будут существенно отличаться друг от друга.
Типичные условия эксплуатации аппарата в режиме просвечивания:
5 мин работы — 5 мин перерыв; режим просвечивания называют пов-
торно-кратковременным.
Время снимка для уменьшения динамической составляющей нерез-
кости изображения должно быть наименьшим. Оно зависит от назначе-
ния аппарата. Если, например, к аппарату предъявляются требования
о транспортабельности и малогабаритности при достаточно низких тре- ’
бованиях к качеству снимка, то время снимка может ограничиваться ’
десятыми долями секунды. В стационарных аппаратах, предназначен-
ных, например, для рентгеноконтрастного исследования, выдержка
снимка определяет успех исследования и должна быть порядка 0,001 с.
Рассмотрим теперь, какие ограничения накладывает требование о
данном количестве электричества Q при наименьшей длительности
включения tMHH на технические характеристики питающего устройства
рентгенодиагностических аппаратов.
Питающие устройства для просвечивания (t= 1—300 с). Примером
питающих устройств для просвечивания являются передвижные аппа-
раты с усилителем яркости рентгеновского изображения, применяемые
6—233
81
в хирургической операционной. В ближайшем будущем, однако, благо-
даря широкому распространению электронно-оптических усилителей яр-
кости изображения с телевизионными каналами и магнитной записью,
обеспечивающими качественную запись изображения, питающие устрой-
ства, предназначенные только для работы с УРИ, вероятно, будут при-
меняться и в стационарных аппаратах.
Питающие устройства для просвечивания выполняются в виде мо-
ноблоков по однофазной схеме и рассчитываются по допустимому на-
греву [70].
Следует отметить, что в так называемых хирургических аппаратах
для просвечивания часто предусматривают возможность выполнения
обзорного снимка в режиме форсированного анодного тока. Поэтому
при расчете режима такого снимка необходимо одновременно с расче-
том по допустимому нагреву производить поверочный расчет главной
цепи по падению напряжения.
Питающие устройства для снимков (t = 0,l—5 с). Эта группа пи-
тающих устройств охватывает дентальные, переносные, передвижные и
разборные аппараты, к которым предъявляются требования минималь-
ных габаритов и массы.
Если принять, что допустимое количество электричества, потребное
для получения снимка (если напряжение на трубке равно 100 кВ), со-
ставляет единицы миллиамперсекунд, то предельные значения токов
питающего устройства будут находиться в пределах от 10 до 50 мА.
Питающие устройства этой группы, исходя из условия минимума
массы, должны выполняться в виде моноблоков с однофазной схемой
выпрямления полуволновой или мостовой.
Расчет главной цепи этих питающих устройств должен производить-
ся как по падению напряжения, так и по нагреву. Следует указать, что
для наименьшей выдержки 0,1 с допустимый нагрев моноблока оказы-
вается определяющим. С этой точки зрения такие конструкции непри-
годны для совмещения режимов просвечиваний и снимков. Рентгенов-
ские аппараты при токах 10—15 мА обычно используют только для
снимков (стоматологические, переносные, палатные). На рис. 27 приве-
ден общий вид отечественного дентального аппарата 5Д1, рассчитан-
ного на напряжение 50 кВ, ток 7 мА. На рис. 28 изображен переносной
аппарат «Арман-I» (8ЛЗ), рассчитанный на напряжение 75 кВ, ток
15 мА, имеющий диапазон от 4 до 100 мАс.
При токах. 25—50 мА такие питающие устройства можно использо-
вать для просвечивания без перегрева моноблока. В этом случае пове-
рочный расчет моноблока на нагрев в режиме просвечивания обяза-
телен.
Питающие устройства для снимков (t=0,04—5 с). К группе таких
устройств относятся питающие устройства передвижных аппаратов для
снимков — палатных, разборных и специальных стационарных для то-
мографии. Наибольшее значение тока при снимках в таких устройствах
может достигать 150 мА. Конструктивное оформление высоковольтного
генератора здесь зависит от специфических условий применения и мо-
гут использоваться как моноблоки, так и раздельные высоковольтные
82
генераторы и рентгеновский излучатель. Благодаря сравнительно вы-
сокой плотности тока на единицу поверхности фокуса в таких устрой-
ствах находят применение трубки с вращающимся анодом и, как пра-
вило, однофазная двухполупериодная схема выпрямления на полупро-
водниковых диодах (селеновых или кремниевых).
Расчет главной цепи питающего устройства производится по паде-
нию напряжения. Высоковольтные генераторы и моноблоки обеспечи-
вают при этом возможность режима просвечивания. Расчет по допусти-
мому нагреву здесь производится только в том случае, когда по назна-
чению аппарата необходимы прицельные снимки после просвечивания,
например в разборных аппаратах для неотложной общей рентгенодиа-
гностики.
Примером аппарата этой группы является отечественный палатный
аппарат 12П5 (рис. 29), имеющий диапазон изменения напряжения
40—125 кВ, тока 25—100 мА, выдержки 0,04—6,0 с.
К этой группе питающих устройств относятся также устройства,
предназначенные для рентгенофлюорографических аппаратов. Для пе-
редвижных аппаратов используются рентгеновские излучатели в виде
моноблоков с трубкой с вращающимся анодом и двухполупериодной
схемой выпрямления на полупроводниковых выпрямителях. Для ста-
Рис. 29. Палатный аппарат 12П5.
ционарных рентгенофлюорографических аппаратов применяются рент-
геновские излучатели с трубками с вращающимся анодом, питающиеся
через высоковольтные кабели от отдельного генератора, выполненного
по той же схеме выпрямления. В частности, на базе питающего уст-
ройства палатного аппарата 12П5 выполнено питающее устройство
рентгенофлюорографического аппарата 12Ф4.
Питающие устройства, предназначенные для специализированных
томографических штативов, также не требуют более коротких выдержек,
чем другие устройства этой группы. Единственное их отличие заклю-
чается в том, что, поскольку они обычно предназначаются для стацио-
нарных условий, трехфазные схемы выпрямления оказываются пред-
почтительней. То же относится к специализированным аппаратам для
маммографии, хотя благодаря малой плотности объекта исследования
эти питающие устройства обычно работают при напряжении 20—80 кВ
и токе 50—400 мА.
Питающие устройства стационарных аппаратов для просвечивания
и снимков (t = 0,001—0,01 с). Рентгенодиагностические аппараты этой
группы наиболее многочисленные и сложные.
Для рентгенодиагностических аппаратов общего назначения мини-
мальная выдержка времени 0,01 с является удовлетворительной. Этому
84
Рис. 30., Трехфазное питающее устройство аппарата РУМ-30.
/ — пульт управления; 2 — шкаф питания; 3 — высоковольтный генератор.
значению выдержки соответствуют наибольший ток 400 мА при 125 кВ
и ток 600 мА при 90 кВ. Таким образом, мощность такого рентгено-
диагностического аппарата составляет 50 кВт; общий вид устройства,
показан на рис. 30.
Высоковольтный генератор в стационарных питающих устройствах
выполняется по трехфазной мостовой схеме выпрямления на полупро-
водниковых селеновых или кремниевых выпрямителях. В устройствах
этой группы предусматривается работа с автоматическим реле экспо-
зиции в режиме падающей нагрузки трубки. При просвечивании ис-
пользуются УРИ.	j
Питающее устройство, предназначенное для работы с телеуправляе-.
мыми поворотными столами-штативами, обеспечивающими возможность,
исследования на больших фокусных расстояниях, должно обеспечивать
большую мощность дозы излучения. Для этих целей применяется пи-
тающее устройство мощностью до 100 кВт с параметрами 150 кВ —
85

Таблица 12
Основные параметры питающих устройств рентгенодиагностических аппаратов
Назначение	Область применения	Выдержка, с	Количество элект- ричества (экспо- зиция), мА с	г Тип рентгенов- ского излучателя	Схема выпрямле- ния	Напряжение, кВ	Ток, мА	Мощность, кВт		Метод расчета главной цепи
								кратковре- менная	повторно- кратковре- менная	
I. Питающие устройства для просве- чивания	Передвижные хирургиче- ские аппараты с УРИ	5—300	25— 1500	Моноблок	Полувол- новая, мостовая	35— 100	0,1—5	—	0,4	По допустимому нагреву
	Стационарные аппараты для общей и специаль- ной диагностики для ра- боты с УРИ	5—300	25— 1500 ।	Защитный кожух с трубкой	Трехфаз- ная мосто- вая или однофазная мостовая с емкостью	35— 120	ОЛ- БО	6,0	0,6	По допустимому нагреву с проверкой по падению напряжения
II. Питаю- щие устрой- ства для снимков	Дентальные аппараты	0,1—5	1—50	Моноблок	Полуволно- • вая	30—55	5—10	0,6	—	По падению напряжения с проверкой по допусти- мому нагреву
	Переносные аппараты	0,1—5	1—100	Моноблок	Полуволно- вая	35—75	5—20	1,4	—	По падению напряжения с проверкой по допусти- мому нагреву
	Передвижные аппараты для снимков (палатные)	0,04— 5	1—200	Моноблок или ко- жух с трубкой	Однофазная мостовая	35— 125	10— 150	10	—	По падению напряже- ния
	Аппараты для томогра- фии	0,04— 5	1-300	С	Кожух трубкой	Трехфазная мостовая или однофазная мостовая	35— 125	10- 250	15	—	По падению напряжения
	Аппараты для маммогра- фии	0,04— 5	1—400	с	Кожух трубкой	Трехфазная мостовая	20—60	50— 400	25	—	То же
	Рентгенофлюорографиче- ские аппараты:	0,02— 5	1—600			То же	ЗБ- 125	15— 250	15	—	» »
	а) стационарные					Однофазная мостовая					» »
	б) разборные										
	Стационарные аппараты для крупноформатных снимков	0,02— 5	1—600	с	Кожух трубкой	Трехфазная мостовая	ЗБ- 125	15— 600	25— 50	0,5	По падению напряжения
III. Питаю- цие устрой- ства для крупно- форматных снимков и просвечи- вания	Стационарные аппараты для общей диагностики Стационарные аппараты для общей и специаль- ной диагностики	0,01— 5 0,006— 3	1—800 1—800		То же » »	То же » »	35— 125 35— 150	15— 600 15— 1000	50 100	0,5 0,5	То же » »
	Стационарные аппараты для специальной диагно- стики	0,001— 3	1—800		» »	ьТрехфазная мостовая с емкостью и электронным управлением напряжени- ем на трубке	ЗБ- 150	15— 2000	150	0,5	По падению напряжения с Учетом заряда — раз- ряда емкости
00
600 мА, 100 кВ — 1000 мА. Для обычных фокусных расстояний л таком
питающем устройстве может быть предусмотрена минимальная вы-
держка 0,006 с. Питающие устройства выполняются по трехфазной
двенадцативентильной схеме выпрямления, обеспечивающей малую ве-
личину пульсаций выпрямленного напряжения и работают с рентгенов-
скими трубками со скоростью вращения анода 9000 об/мин.
Эти же питающие устройства находят широкое применение при спе-
циальных исследованиях, требующих повышенной мощности (ангио-
графия). Максимально жесткие требования к выдержке времени предъ-
являют именно ангиокардиографические исследования, в частности ис-
следование коронарных сосудов сердца. Для обеспечения допустимой
динамической нерезкости снимков при этих исследованиях нужны вы-
держки времени порядка 0,001 с, а следовательно, и дальнейшее повы-
шение мощности питающего устройства. Сокращение выдержки до
0,001 с при коммутируемой мощности порядка 100 кВт представляет
собой сложную техническую задачу и не может быть достигнуто обыч-
ными устройствами коммутации и регулирования высокого напряжения
на первичной стороне высоковольтного генератора. Для этих целей при-
меняются высоковольтные мощные электровакуумные приборы — те-
троды или триоды, пригодные для скоростной коммутации и регулиро-
вания высокого напряжения.
Регулирование на стороне высокого напряжения позволяет построить
питающее устройство с минимальной выдержкой 0,001 с и током
1000 мА при 150 кВ и током 1500 мА при 100 кВ. Мощность такого
питающего устройства составляет 150 кВт и для работы с ним исполь-
зуются специальные рентгеновские трубки повышенной теплоемкости
с графитовольфрамовыми анодами, способными обеспечить соответст-
вующую допустимую мощность.
В настоящее время в сети медицинских учреждений эксплуатирует-
ся большое число однофазных стационарных питающих устройств мощ-
ностью 20—40 кВт (аппараты РУМ-10, АРД-2). Эти питающие устрой-
ства значительно уступают трехфазным питающим устройствам и не
удовлетворяют современным медицинским требованиям. Использование
однофазных стационарных аппаратов как более дешевых целесооб-
разно для снимков и для специализированных томографических уст-
ройств.
В табл. 12 приведены основные параметры питающих устройств
рентгенодиагностических аппаратов различного назначения.
ГЛАВНАЯ ЦЕПЬ АППАРАТА
Главная цепь аппарата является основным элементом питающего
устройства.
По схеме соединения элементов главной цепи питающие устройства
делятся на:
а)	однополупериодные, которые не содержат высоковольтных выпря-
мителей. В таком устройстве для выпрямления напряжения исполь-
зуется свойство односторонней проводимости рентгеновской трубки;
88
б)	двухполупериодные по однофазной мостовой схеме выпрямления;
в)	шестифазные с питанием от трехфазной питающей сети по трех-
фазной мостовой схеме выпрямления (схема Ларионова);
г)	двенадцатифазные с питанием от трехфазной питающей сети
двух последовательно включенных трехфазных мостовых схем выпрям-
ления, между которыми соответствующим включением обмоток высо-
ковольтного трансформатора обеспечивается сдвиг напряжений поло-
вин схемы относительно друг друга на 30 электрических йрадусов.
Иногда в схеме питающего устройства применяется емкостной
фильтр для сглаживания пульсаций выпрямленного напряжения или
как накопитель электрической энергии трубки при выполнении сним-
ков.
Этими четырьмя типами с некоторыми модификациями практически
исчерпываются применяемые в настоящее время схемы главной цепи
для обычных рентгенодиагностических аппаратов. Из рассмотренных
нами исключаются рентгеновские аппараты с импульсным питанием
рентгеновской трубки [70].
Влияние формы напряжения на рентгеновской трубке на интенсив-
ность излучения известно. При переходе к трехфазным схемам выпрям-
ления, обладающим малыми пульсациями напряжения, в 2 раза воз-
растает интенсивность рентгеновского излучения при равных значениях
анодного напряжения и тока. При этом также существенно возрастает
допустимая мощность рентгеновской трубки с вращающимся анодом.
Еще одним преимуществом трехфазных схем, существенным для рент-
генодиагностической аппаратуры, является снижение требований к пи-
тающей сети. Как уже указывалось, расчет главной цепи аппарата
производится в режиме снимков по падению напряжения. При этом на
внутреннем сопротивлении питающей сети происходит значительное па-
дение напряжения. При использовании трехфазной питающей сети
подводимая к трубке мощность распределяется по всем трем фазам
равномерно, и, естественно, падение напряжения в каждой фазе ока-
зывается меньшим по сравнению с однофазной схемой равной мощно-
сти, а допустимое сопротивление сети при переходе к трехфазной схеме
выпрямления возрастает примерно в 1,7 раза [11]. Эти преимущества
обусловливают широкое распространение трехфазных схем питания
главной цепи в питающих устройствах, несмотря на относительную
сложность схем и трудоемкость их исполнения. В настоящее время
большинство стационарных рентгенодиагностических аппаратов выпу-
скаются трехфазными.
Процессы, происходящие в трехфазных схемах главной цепи, доста-
точно сложны и обладают определенными специфическими особенно-
стями.
Трехфазная мостовая схема выпрямления
Рассмотрим схему главной цепи с трехфазной мостовой схемой вы-
прямления (рис. 31).
Для упрощения картины можно пренебречь влиянием емкости ка-
беля, поскольку при снимках, требующих достаточно большой мощно-
б	в
Рис. 31. Трехфазная мостовая схема выпрямления при соединении обмоток трансформа-
тора звезда — звезда.
а — принципиальная схема; б — схема замещения при двух работающих вентилях; в —схема
замещения при трех работающих вентилях.
сти, емкость кабеля практически не оказывает влияния на форму и
величину выпрямленного напряжения. Сопротивление нагрузки (рент-
геновской трубки) примем активным и линейным.
В общем случае сопротивление нагрузки нелинейно и зависит от
выбранных значений напряжения и тока рентгеновской трубки. Однако
в диапазоне пульсаций выпрямленного напряжения в трехфазных мо-
стовых схемах сопротивление нагрузки можно принять линейным без
чрезмерной погрешности.
^Сопротивление вентилей в прямом направлении отнесем ко вторич-
ной стороне трансформатора, сопротивление в обратном направлении
примем бесконечно большим. Известно, что в каждый момент времени
ток проводится двумя вентилями, находящимися под наиболее высоким
90
потенциалом [34]. В момент времени, когда потенциал непроводящего
вентиля достигает потенциала одного из проводящих вентилей, проис-
ходит отключение одного и включение другого вентиля. Так обстоит
дело, если в цепях схемы нет падения напряжения на внутренних со-
противлениях элементов. С учетом падения напряжения на сопротив-
лениях цепи, достигающего в питающем устройстве 50%, переход с
одного вентиля на другой оказывается растянутым во времени, по-
скольку ток в закрывающемся вентиле уменьшается постепенно [97].
Также постепенно ток возрастает в открывающемся вентиле. При этом
некоторое время, называемое временем коммутации, три вентиля схе-
мы оказываются во включенном состоянии. Угол начала одновременной
работы трех вентилей и окончания процесса называют углом коммута-
ции. Период коммутации заканчивается тогда, когда ток в цепи про-
водящего вентиля уменьшится до нуля [38].
Приведем активные сопротивления всех элементов главной цепи
(обмотка автотрансформатора, подвижные контакты, обмотки высоко-
вольтного трансформатора, выпрямители) ко вторичной обмотке высо-
ковольтного трансформатора и примем их равными г в каждой фазе
(рис. 31,а). Работу схемы можно рассматривать как чередование двух
переходных процессов, один из которых протекает при двух, другой —
при трех проводящих вентилях, и представить схемами замещения для
обоих режимов (рис. 31,6,в). Обмотки трансформатора в схемах за-
мещения рассматриваются как источники синусоидальной э. д. с.:
e1 = KTU4)Msintot;
e2 = KTU$Msin ( cot--(85)
ез = Ктифмзш
. где Кт — коэффициент трансформации высоковольтного трансформа-
тора, а йфМ — амплитуда напряжения фазы.
Поскольку при принятых условиях протекание тока в каждой фазе
оказывается аналогичным, достаточно рассмотреть работу схемы на
протяжении одного цикла: в интервале работы двух вентилей (рис.
31,6) и в интервале периода коммутации (рис. 31,в).
Если для упрощения принять L = 0, то ток в цепи:
<86>
Ток, протекающий в отдельных ветвях схемы, определяется систе-
мой уравнений:
Rh*1 = <-1-^2-Г*1
*1 " *2 + *3	(8?)
е2—ri2 = e3—ri3
Решая совместно уравнения (87) и подставив (85), получим выра-
жения для тока в каждой фазной обмотке и в нагрузке.
91
Границей перехода от режима работы расчетной схемы (рис. 31,6)
к схеме (рис. 31,в) будут условия:
при tot = 0Х ij (0j) = ix (0X)	(88)
при tot= 62 ij (%—=k (62)-	(89)
Условие (89) записано, исходя из того, что мгновенное значение то-
ка ii в момент времени, соответствующий углу коммутации, должно
быть таким, как и ток ij в начальный момент работы схемы, т. е. мо-
мент времени, соответствующий углу Q—g-.
Для большей общности полученные соотношения можно выразить
в относительных величинах, где за базовые значения приняты
г” = ^-- (91)
Подставив соответствующие величины из выражений (86) и (87) в
граничные условия, находим в относительных величинах:
(“+•?")’	(92)
’*= 2'+'Зг*' S’n	(93)
(94)
(95)
0x=arctg^—(96)
02 = =arctg 2=;-.	(97)
у 3 г*
Из полученных соотношений следует, что активные сопротивления
в каждой фазе первичной или вторичной цепи приводят к снижению
максимального значения тока (следовательно, и напряжения), а также
к уменьшению пульсаций выпрямленного напряжения на выходе схемы.
Теоретические кривые для случая г* = 0,2 и х*=	=0, постро-
енные по уравнениям (92) — (97), приведены на рис. 32, а.
Из уравнений (92) — (97) следует, что при определенных условиях
пульсации становятся вдвое большими по частоте, т. е. соответствуют
двенадцатифазной схеме выпрямления. Этим условием является равен-
ство амплитуд в выражениях (92) и (93) :
* 1
г* = —==-.
92
К сожалению, это интересное следствие вряд ли может быть широ-
ко использовано практически в связи с достаточно большим падением
напряжения на внутренних сопротивлениях цепи, а также из-за индук-
тивности рассеяния в реальных цепях.
Оставим в силе все принятые ранее допущения и примем теперь,
что индуктивность каждой фазной обмотки, приведенная ко вторичной
стороне трансформатора, равна L. Уравнение для тока if рис. 31,6 при-
мет вид:
2x-^- + (RH + 2r)i; = ei— 6».	(98)
Значения токов в схеме рис. 31, в определяются совместным реше-
нием системы уравнений, которая путем подстановки переменных и ря-
да преобразований может быть приведена к дифференциальному урав-
нению:
d*i Зг 4- 2RH . _ 2et — е2 — eg	.
da 3^	11 ~ Зх •
Подставив в уравнение (98) и (99) значение э. д. с. из (85) и выра-
зив параметры в относительных единицах, получим в окончательной
форме для тока нагрузки
dif
da
2г* + 1
2х*
У 3	• /	. л
= —_Б11ца+_
di? Зг* + 2
da + Зх*
1
>i = -p-sina,
(100)
(101)
П'
где х* = 5~.
Мгновенное значение тока нагрузки можно найти из совместного
решения дифференциальных уравнений (100) и (101). Для схемы за-
мещения переходного процесса при двух проводящих вентилях (рис.
31-, б) имеем:
ii'=AePia + M1sin (a-j-ipi),	(102)
а для схемы при трех проводящих вентилях (рис. 31,в):
ii==C1eP2a-]-M2sin(a-]-'ip2),	(103)
где фх = —arctg -р-, ф2 = — arctg-3г>+ 2-
____2г* +1	„ Зг* + 2
Р1~	2х*	’	Р2— Зх* •
,, V з	з
1	/ 4х*2 + (2г* + I)2	/ 9х*2 + (Зг + 2)2
А и Ci постоянные интегрирования, определяемые из граничных усло-
вий перехода от одной схемы к другой. Для тока И имеем:
-^- + -^12=	е*~ — ~з^*~ CieP2°—M3sin (а + ф2 + ф3),	(104)
а для тока is
+ 4- ia =	- -4- Qe^-Мз sin (a +1|>2 +ф3),	(105)
(JuQ	Л	A	OA
где	M3 = -^-/ (r* + l)2 + x*2 , Ф3 = arctg^^-
Решение дифференциальных уравнений (104) и (105) позволяет за-
писать выражения для мгновенного значения тока 12 и тока is
12 = -у- еР2“ + с2е—-)-M4sin(a-j — M6sin(а + ф5), (106)
is = -%eP2“—С2е-4а +M4sin( a—M5sin(а + ф5),	(107)
где	М4 = ^-, М5 =-^=7, ф6 = ф2 + ф3—
Сг — постоянная интегрирования, определяемая из граничных условий
перехода в схемах замещения: из этих же условий определяются углы
коммутации 01 и 02.
Поскольку для определения мгновенных значений токов il*, Н ока-
зывается необходимым найти пять неизвестных (А, Сц Сг, 01, 0г), то и
число граничных условий перехода от одного режима к другому долж-
но быть соответственным.
В момент чередования переходных процессов в главной цепи, (угол
коммутации 01) ток через нагрузку должен быть равным в обоих слу-
чаях. Кроме того, в этой точке равен нулю ток через открывающийся
вентиль, а ток через запирающийся вентиль должен быть равен току
нагрузки. Кроме того, в момент перехода напряжение в неработающей
ветви схемы (рис. 31, в) должно быть равно напряжению работающей
ветви, включенной параллельно.
Для конечного момента коммутации сравнивать точки нагрузки
следует в точке, соответствующей углу 0г (рис. 31,в), и в точке, соот-
ветствующей углу 02—(рис. 31,6), как это было сделано при опре-
делении граничных условий. Кроме того, к окончанию периода комму-
тации ток i2 должен быть равен нулю.
Таким образом, граничные условия определения углов коммутации
и постоянных интегрирования можно записать следующим образом:
при а=0! {ц01)={це1),
'з*е3) = 0,
e2(ei) — i’(ei)r*—x* ‘ da~ =ез<01);

при а = 02
>2(02) = 0.
(Ю8)
94
Рис. 32. Теоретическая зависимость мгновенных значений токов трехфазной мостовой
схемы выпрямления при различных значениях х и г.
а — х*=0,2; г*=0; б — х*=0,1; г*=0,1
Подставив в граничные условия значения тока из (102), (103), (106),
(107) и выделив неизвестные, получим систему из трех трансцендент-
ных уравнений с тремя неизвестными, решение которой относительно
Ci, 01, 02 не может быть найдено в аналитической форме. Такие систе-
мы решаются приближенно методом подбора корней.
Из построения кривых мгновенных значений тока (рис. 32) следует,
что индуктивное сопротивление увеличивает пульсации и уменьшает
амплитудное значение тока, а следовательно, и напряжения.
На рис. 33 построена зависимость изменения величины амплитуд-
ного значения напряжения при изменении х* и г*. По этим кривым не-
трудно найти предельные значения хь, при которых еще не происходит
заметного уменьшения амплитуды напряжения; зона значений х£, где
уменьшение амплитуды не превышает 3%, отделена пунктирной линией.
Для реальных значений г*можно записать условие, при котором
индуктивность рассеяния практически не влияет на амплитуду напря-
жения: х*^0,2.-
При определенных значениях х* и г* режимы работы трехфазной
мостовой схемы перестают подчиняться полученным соотношениям, по-
скольку чередование работы двух и трех вентилей уже не происходит
95
Рис. 33. Изменение макси-
мального напряжения на-
грузки трехфазной мостовой
схемы выпрямления при из-
менении хиг.
1 — х[ -0; 2 — Xl —0,1; 3 —
Xl - 0,2; 4 - х£ - 0,3; 5 — X;* -
0,4; б — х£ - 0,5.
одновременно. В этом случае три вентиля всегда оказываются рабо-
тающими одновременно. Таким условием, очевидно, является:
02-01=-?-.	(109)
О
Трехфазная мостовая схема выпрямления
со сглаживающей емкостью
Анализ процессов в главной цепи аппарата с трехфазной мостовой
схемой выпрямления показывает, что пульсации выпрямленного на-
пряжения достигают более 15%: в пересчете на дозу излучения, па-
дающего на приемник излучения, это составляет до 50%. Для умень-
шения пульсаций можно использовать сглаживающие емкости (рис.
34). В схеме главной цепи уже присутствуют емкости высоковольтных
кабелей, которые оказывают существенное влияние на процессы в
главной цепи при малых значениях RH (режим просвечивания).
Рассмотрим, как влияют сглаживающие емкости на форму и вели-
чину выпрямленного напряжения на рентгеновской трубке. Для упро-
щения анализа примем индуктивность рассеяния главной цепи равной ;
нулю и будем считать, что источник напряжения формирует напряже- ,
ние в виде выпрямленных вершин синусоид. При этом допущении вы- ,
прямитель относится к источнику напряжения и процессы коммутации 
96	i	1
Рис. 34. Трехфазная мостовая
схема со сглаживающей ем-
костью. .	; ' С
а — включение емкости парал-
лельно нагрузке; б — включение ем-
кости между выходом и эаземлВй*
ной точкой обйотки; в — двоврая
мостовая схема с заземлением сред-
ней точки; г — схема замещения для
схемы со сглаживающими емкостя-
ми.	<г
в его вентилях, естественно, не рассматриваются. Анализ показываем
однако, что при достаточно больших значениях емкости и активного
сопротивления главной цепи, отнесенного ко вторичной стороне, такое
допущение позволяет оценить форму и величину напряжения на труб-
ке достаточно.близко к реальным условиям.
Для принятых допущений эквивалентная схема главной цепи пока-
зана на рис. 34. Рассматривая работу схемы в диапазоне углов от
у
7-233	VT
л 2л
а —3 до а— з
них единицах:
получим дифференциальное уравнение в относитель-
duc ,	(1+фх*	х;
da + г*а+ rjr*+ г* Uc- r; + r‘ar* + r* ’
(НО)
Га
Га
Rh
Гс =
Ге
Rh
<bCRh ’
где гс — величина балластного сопротивления включаемого для ограни-
чения зарядного тока емкости С. В случае, если С — емкость кабеля,
Ге равно нулю.
Решение дифференциального уравнения (100) имеет вид:
Uc = А4еР“+ M4sin(a + <p4),	(111)
где
Постоянная интегрирования А4 находится из условия равенства на-
чального и конечного значений Uc, а ток через емкость определяется
выражением:
=	=4^[A4PePa+M4C0S<a + (₽4)1’	(112)
им»
На рис. 35 показана форма напряжений и токов в схеме со сглажи-
вающими емкостями.
Формула (Ш) позволяет рассчитать величину пульсации и ампли-
туды напряжения на нагрузке ;RH при выбранных- значениях Хс и га.
В главной цепи аппарата с трехфазной мостовой схемой выпрямле-
ния емкость кабеля и сглаживающая емкость включаются обычно меж-
ду каждым из высоковольтных выводов и землей.
При такой схеме включения емкости решения дифференциального
уравнения для Uc и ic оказываются неприемлемыми. Дело в том, что
емкости включаются через выпрямители параллельно фазным обмот-
кам трансформатора и при\ больших значениях сопротивления нагруз-
ки заряжаются не до половины напряжения на нагрузке, а до ампли-
тудного значения фазного напряжения. Легко видеть, что это напря-
жение превышает половину напряжения на нагрузке в 1,15 раза.
_ Ua
2 ^Фм —	2 '
88
Таким образом, в главной цепи
рентгеновского аппарата создается
повышение напряжения между вы-
водами рентгеновской трубки и зем-
лей, что неблагоприятно сказывает-
ся на работе рентгеновской трубки
(рис. 34, а, б).
Асимметрия напряжений между
высоковольтными выводами и меж-
ду высоковольтными выводами и
землей может быть устранена при-
менением схемы, в которой благо-
даря заземлению средней точки вы-
прямителей напряжение на нагруз-
ке всегда равно удвоенному напря-
жению между выводами и землей
(рис. 34, в). При этом следует иметь
в виду, что из-за отсутствия зазем-
ления общих точек вторичных обмо-
ток, соединенных звездой, ужесточа-
ются требования к изоляции вторич-
ных обмоток и усложняется кон-
струкция высоковольтного транс-
форматора. Несмотря на эти
обстоятельства, схема (рис. 34, в)
широко распространена в рентгено-
технике.
Рис. 35. Напряжение и ток в трехфазной
мостовой схеме со сглаживающей ем-
костью.
Для такой схемы применима методика расчета главной цепи, изло-
женная выше. Уравнения для токов и напряжений для каждой емко-
сти оказываются решениями дифференциального уравнения с той лишь
разницей, что нагрузка для каждой половины схемы будет равна
0,5 RH (111, 112).
При выборе сглаживающей емкости и оценке влияния емкости вы-
соковольтного кабеля на работу главной цепи следует помнить, что
энергия, накопленная в емкости, будет продолжать разряжаться через
нагрузку и после отключения напряжения на первичной стороне глав-
ной цепи. При этом напряжение на трубке будет убывать:
t
11 — II	р Rh* С*
ис ис (0) е
где UC(o) — напряжение на нагрузке в момент выключения напря-
жения. С учетом резкого падения дозы излучения на приемнике излу-
чения при уменьшении напряжения на трубке, можно принять, что по-
стоянная времени разряда емкости определяет запаздывание между
моментами отключения напряжения и прекращением генерирования
излучения.
Так, например, при емкости кабеля С = 2000 пф и сопротивлении
нагрузки в режиме просвечивания RH=—= 108 Ом постоянная вре-
*а
7'
«9
мени разряда емкости составит T=RH-C=0,2 с, а в режиме снимков
при RH=2,5-105 Ом—Т=5-10-4с.
Увеличение постоянной времени является нежелательным, так как
приводит к переоблучению приемника и уменьшает точность срабаты-
вания автоматического реле экспозиции при малой длительности экспо-
зиции. Поэтому для уменьшения пульсаций в трехфазных схемах вы-
прямления часто используются другие меры.
Двенадцатифазная схема выпрямления
Двенадцатифазная схема выпрямления позволяет существенно
уменьшить величину пульсаций выпрямленного напряжения на рентге-
новской трубке без использования емкостных фильтров. Уменьшение
пульсаций выпрямленного напряжения достигается в такой схеме за
счет сдвига фаз на двух половинах вторичной цепи: в обмотках, соеди-
ненных звездой, и в обмотках, соединенных треугольником (рис. 36).
Эта схема представляет собой последовательное соединение двух мо-
стовых выпрямительных схем, одна из которых имеет обмотки, соеди-
ненные звездой, другая — треугольником, поэтому выпрямленное на-
пряжение на нагрузке является суммой напряжений обеих половин
схемы.
Рассмотрим влияние активных сопротивлений на работу Трехфазной
мостовой схемы применительно к соединению обмоток трансформатора
треугольником, оставив в силе все допущения, принятые ранее.
Схемы замещения для двух чередующихся переходных процессов
в этом случае приведены на рис. 37.
Особенностью схемы является одновременное протекание тока по
всем обмоткам, соединенным треугольником, как в стационарном ре-
жиме, так и в переходный период коммутации.
Значения тока, протекающего в отдельных ветвях схемы (рис. 37,а),
определяются системой уравнений:
61—r2ii = ~ е, — е3—2r2i;,	'	(113)
Rh*i =®1 га’а-
В ветвях схемы (рис. 37,6):
®1 ЧГ2 =	13Г2,
е—i2r2 = iiRH,
*i = + ig»
63—i4r2 = 0.	(114)
Совместное решение системы уравнений (113) дает значения токов.
з
i"='3 + arsina’	(115)
2
’* =-3+^-sina’	<116)
too
Рис. 36. Главная цепь аппарата с двенадцатифазной схемой выпрямления.
Wi число витков; Ti сопротивление первичной обмотки; Wa — число витков вторичной обмотки*
Wi — число витков вторичной обмотки, соединенной в треугольник.	«
Рис. 37. Схема замещения мостовой
трехфазной схемы выпрямления при
соединении обмоток трансформатора
по схеме звезда — треугольник.
а —при двух одновременно работающих
вентилях; б — при трех одновременно рабо-
тающих вентилях.
6
где i* и г* представлены в относительных величинах. Аналогично для
(114)
(117>
Ч-	(118)
«(«-*) <119>
где	\p2=arctg-jq-^-.
Углы коммутации определяются из граничных условий:
при а = 0х = i‘ (0J),	(120)
приа=02 \ ^0а__я j = >i (е2).
Подставив в граничные условия соответствующие значения токов,
после преобразований получим для углов коммутации 01 и 0г:
0Х = arctg (л —) >
02=arctg (л—-±+2гз А
\	/3(1 + г1)Г
На рис. 38 построены кривые мгновенных значений токов в отдель-
ных ветвях для случая Гг=0,2 и Гг=уЗ. Качественный эффект влияния
Рис. 38. Токи в мостовой трехфазной схеме выпрямления при соединении обмоток звез-
да — треугольник.
а —г* =0,2; б~ Г*-=К37
102
активных сопротивлений на форму кри-
вой выпрямленного тока и напряжения
оказывается таким же, как и в схеме
звезда — звезда.
Результирующее значение выпрямлен-
ного напряжения двенадцатифазной схе-
мы находят как сумму .мгновенных зна-
чений напряжения обеих половин схемы.
Такое построение для случая г =0,1 и
т =0,3 проведено на рис. 39.
Математический анализ двенадцати-
фазной схемы выпрямления с учетом ин-
дуктивности рассеяния обмоток транс-
форматора приводит к громоздким систе-
мам дифференциальных уравнений, соот-
ветствующих четырем случаям сочетания
работы двух и трех вентилей в каждой
половине схемы.
Подстановка граничных условий для
каждого случая приводит к системам
трансцендентных уравнений, не решае-
мых аналитически, а приближенные рас-
четы оказываются также весьма громозд-
кими.
Если считать, что в схеме отсутствует
взаимное влияние половин схемы друг
на друга (если схема, например, состоит
из двух раздельных трансформаторов),
то для определения формы и величины
выпрямленного напряжения для каждой
половины схемы можно использовать
уравнения [102—105]. Результирую-
щее напряжение находят методами гра-
фического сложения.
Если схема выпрямления выполнена
на одном трансформаторе, то благодаря
взаимному влиянию двух половин схемы
друг на друга происходит заметное уве-
личение пульсаций выпрямленного напря-
жения и уменьшение его амплитуды по
сравнению с расчетными значениями. Это
влияние не может быть учтено однознач-
фазной схеме выпрямления при
rJ=O,l; *=0,3.
1—выпрямленное напряжение на-
грузки; 2 — первичный ток; 3 — выпрям-
ленное напряжение звезды; 4 — ток в
обмотке звезды; 5 — ток в обмотке тре-
угольника; 6 — выпрямленное напряже-
ние треугольника.
но, поскольку зависит от взаимного рас-
положения обмоток относительно друг друга, относительно стержня
магнитопровода и т. д.
Экспериментальное исследование главной цепи аппарата, работаю-
щего по двецадцатифазной схеме выпрямления, показало, что величина
пульсаций на каждой половине двенадцатифазной схемы при одинако-
103
вых значениях реактивного и активного сопротивлений главной цепи
оказывается заметно большей, чем в обычной трехфазной мостовой
схеме выпрямления звезда—звезда [13]. Это объясняется взаимным
влиянием обеих половин схемы.
Несмотря на это обстоятельство суммарная пульсация напряжения
на выходе схемы не превышает 5—6%, если индуктивность рассеяния
х*<0,2.
Однофазная схема выпрямления
В рентгенодиагностических аппаратах в настоящее время приме-
няются питающие устройства по однополупериодной и однофазной мо-
стовой схеме выпрямления (двухполупериодная схема). Однофазные
схемы выпрямления благодаря пульсирующему выпрямленному напря-
жению существенно уступают по количеству и качеству излучения трех-
фазным схемам выпрямления. Их применение определяется главным
образом возможностью обеспечить малые габариты питающего устрой-
ства и относительно невысокую стоимость элементов главной цепи.
Особенности однофазных схем главной цепи рентгеновских аппара-
тов изучены достаточно подробно [70, 98]. Упомянем здесь лишь о том,
что процессы в однофазной мостовой схеме выпрямления удобно опи-
сать с помощью дифференциальных уравнений квазистационарного
процесса так же, как при анализе трехфазной мостовой схемы выпрям-
ления, если принять сопротивление рентгеновской трубки линейным.
Такое допущение, справедливое для небольшого диапазона измене-
ния напряжения в трехфазной схеме, приводит к существенным погреш-
ностям при анализе однофазных схем выпрямления.
Рис. 40. Построение мгно-
венного значения тока
рентгеновской трубки по
статическим вольта мпер-
иым характеристикам.
104
Остановимся на этом вопро-
се более подробно. На рис. 40
представлены статические
вольтамчперные характеристики
рентгеновской трубки с вра-
щающимся анодом, снятые при
приложении к электродам
трубки постоянного напряже-
ния. Если допустить, что дина-
мические вольтамперные ха-
рактеристики рентгеновской
трубки близки к статическим,
и принять, что форма напряже-
ния, приложенного к трубке,
синусоидальна (при этом не
учитываются искажения, вно-
симые падением напряжения
от несинусоидальности формы
кривой тока рентгеновской
трубки), то мгновенные значе-
ния анодного тока трубки мо-
гут быть получены графиче-
ским перестроением. Графическое интегрирование кривых (ам, получен-
ных таким способом, позволяет определить значения коэффициента
Км = -г в широком диапазоне изменения анодного напряжения и тока
накала рентгеновской трубки (рис. 41).
Если известны вольтамперные характеристики рентгеновской труб-
ки при питании от однофазной мостовой схемы выпрямления, то зна-
чения коэффициента Км можно получить более простым способом.
В этом случае достаточно в выбранной точке определить отношение
анодных токов рентгеновской трубки при постоянном напряжении и при
питании от однофазной мостовой схемы. Это отношение может быть
принято равным Км.
Зависимость от напряжения на рентгеновской трубке для различных
значений анодного тока показывает, что значение Км изменяется от 1,57
(при UaMHH и 1ам) до 1,2 (при UaM и 1вмии)- Естественно, что диапазон
изменения Км не может быть шире двух предельных случаев: идеаль-
ного насыщения, когда 1а=1ам, а Км = 1 и линейной зависимости анод-
ного тока от напряжения, когда
Л
1 л	2
I, = — I L sin ada = — L
а . Л J dM	Л ам»
О
аКм=1,57.
Значения Км (рис. 41) относятся к однофазной мостовой схеме вы-
прямления. Искажениями формы тока, вызываемыми несимметричным
режимом работы трансформатора в однополупериодной схеме выпрям-
ления, можно пренебречь, так как в питающем устройстве принимаются
специальные меры для уменьшения этой несимметрии {98]. Тогда эту
зависимость можно распространить и на случай однополупериодной
схемы. Среднее значение анодного тока' рентгеновской трубки здесь
будет в 2 раза меньшим, чем в однофазной мостовой схеме, а значения
Км в 2 раза большими, так как для такой схемы
Л
L = — I I, sin adai
а 2л J а»
о
Предельные значения Км будут равны 2 и 3,14 соответственно.
Из кривых рис. 41 легко видеть, что при минимальных практиче-
ски используемых значениях напряжения и максимальных значениях
анодного тока анодный ток рентгеновской трубки прямо пропорциона-
лен анодному напряжению.
Эти кривые являются типичными для рентгенодиагностических рент-
геновских трубок с вращающимся анодом и могут быть использованы
для оценки коэффициента Км- Уточненное значение коэффициента для
каждого конкретного случая может быть получено экспериментально.
Значение коэффициента формы кривой анодного тока Км непосред-
ственно связано с коэффициентом мощности [12].
КР = -Ь^.	(121)
где Ра — мощность, выделяемая на аноде рентгеновской трубки.
я
Р, =— I u„i,da.
а д I а а
О
Приближенное вычисление интеграла может быть произведено гра-
фическим интегрированием. Теоретическая зависимость KP=f(KM)
приведена на рис. 42 (сплошная линия). Строго говоря, можно предста-
вить себе бесконечное множество кривых тока, имеющих одинаковый
коэффициент Км, но разную форму, а следовательно, и различно влияю-
щих на коэффициент мощности.
Однако поскольку характер вольтамперных характеристик рент-
геновских трубок различного типа остается одинаковым, допустимо
считать, что Км однозначно характеризует форму кривой анодного тока.
Следовательно, и зависимость KP=f(KM) остается справедливой для
различных типов рентгеновских трубок. Для однополупериодных схем
выпрямления эта зависимость справедлива при условии умножения
масштаба Км на 2.
Таким образом, можно оценить форму кривой анодного тока и опре-
делить значение мощности для всех практических режимов работы
рентгеновской трубки.
На действительную форму кривой анодного тока оказывают влияние
следующие факторы, не учтенные при построении Км-’
106
—	отличие статической
вольтамперной характеристи-
ки рентгеновской трубки от
динамической, которое может
быть вызвано влиянием по-
верхностного заряда колбы
трубки на мгновенные значе-
ния анодного тока;
—	отличие напряжения на
рентгеновской трубке от сину-
соидального, вызванное паде-
нием напряжения в питающем
устройстве и в сети;
—	распределенные емкости
IB элементах питающего устрой-
ства (повышающий трансфор-
матор, высоковольтные ка-
бели) ;
— нелинейная зависимость
от мгновенных значений тока,
при использовании селеновых
прямого сопротивления выпрямителей
которая может быть особенно заметна
выпрямителей, обладающих значитель-
ным падением напряжения.
Экспериментальное исследование зависимости Км и Кр в реальных
режимах работы рентгеновской трубки было проведено в однофазной
мостовой схеме выпрямления. Отклонение экспериментальной кривой
от расчетных значений показывает влияние упомянутых факторов на
действительную форму кривой анодного тока.
Таким образом, при расчетах главной цепи однофазного питающего
устройства допустимо пользоваться теоретическими значениями коэф-
фициента Кр, так как они достаточно близки к экспериментальным
данным.
МЕТОДИКА РАСЧЕТА ЭЛЕМЕНТОВ ГЛАВНОЙ ЦЕПИ
АППАРАТА
Соотношения, полученные при анализе процессов в главной цепи
аппарата, дают возможность перейти к расчету конструктивных эле-
ментов главной цепи. Расчет удобно разделить на три основных этапа:
расчет главной цепи по допустимому падению напряжения; расчет ре-
гулировочного автотрансформатора; расчет высоковольтного транс-
форматора.
Расчет главной цепи является важнейшим этапом проектирования
рентгенодиагностического аппарата, определяющим основные электри-
ческие и конструктивные параметры элементов цепи, а также требова-
ния к питающей сети и к устройствам защиты высоковольтной изоля-
ции при аварийном отключении нагрузки. Расчет главной цепи заклю-
чается в оптимальном выборе допустимых сопротивлений питающей
сети и аппарата, обеспечивающих получение всех режимов работы
Рис. 43. Главная цепь трехфазного аппарата с регулировочным автотрансформатором.
рентгеновской трубки. Допустимое сопротивление питающей сети опре-
деляет возможности использования аппаратуры в электрических сетях
общего назначения, а сопротивление аппарата обусловливает выбор
конструктивных параметров элементов главной цепи. Выбор допусти-
мого сопротивления, кроме того, определяет данные для расчета си-
стемы автоматической компенсации падения напряжения.
Методика расчета главной цепи рентгенодиагностического аппарата
по падению напряжения разработана достаточно подробно и широко
применяется в практике рентгеноаппаратостроения [11, 70]. Расчет
главной цепи в этом случае основывается на оптимальном выборе ко-
эффициента а, представляющем отношение напряжения холостого хода
к напряжению нагрузки:
Uxx
(X —- ххм
иа ’
Отличительной особенностью главной цепи современного рентгено-
диагностического аппарата большой мощности являются два режима
работы: режим максимального напряжения при некотором значении
тока рентгеновской трубки и режим максимальной мощности при по-
ниженном значении напряжения. В связи с этим коэффициент а утра-
чивает однозначность и может изменяться в довольно широких пре-
делах.
Приводимая ниже методика базируется на решении основного урав-
нения главной цепи аппарата.
Расчет главной цепи по падению напряжения. Рассмотрим вначале
основные соотношения в главной цепи, имеющей мостовую трехфазную
схему выпрямления, а затем перейдем к другим возможным схемам
выпрямления.
На рис. 43 приведена схема включения рентгеновской трубки (RH)
через высоковольтный трансформатор и трехфазную мостовую схему
выпрямления звезда—звезда к трехфазному источнику питания с внут-
ренним сопротивлением гс каждой фазы.
Сопротивление каждой фазы первичной обмотки высоковольтного
трансформатора, а также сопротивление фаз вторичной обмотки обо-
108
значим Г1 и Г2 соответственно. Сопротивление каждого вентиля в пря-
мом направлении обозначим rv.
Анализ процессов в главной цепи, рассмотренный ранее, позволяет
исходить из следующих допущений [11]:
1.	Пренебрегаем влиянием индуктивности рассеяния элементов
главной цепи на величину максимального значения напряжения на-
грузки. Как было показано ранее/ такое допущение приводит к по-
грешности не более 3%, если индуктивность рассеяния х*^0,2. Это.
условие является определяющим при выборе конструктивных парамет-
ров элементов главной цепи, так как если оно не выполняется, то воз-
растает величина пульсаций и снижается амплитуда выпрямленного
напряжения.
2.	Сопротивление нагрузки (рентгеновской трубки) примем линей-
ным и зависящим от напряжения и тока трубки.
3.	Сопротивление подводящих проводов, контактов пускателей и
других элементов, расположенных до автотрансформатора, будем отно-
сить к сопротивлению сети гс.
Известно, что при расчете главной цепи аппарата пользуются мак-'
симальным значением выпрямленного напряжения на трубке Ua и
средним значением анодного тока 1а. Для среднего значения тока сп0а-:
1а
ведливо соотношение Км=—г1-- Для трехфазной мостовой схемы при. ,
предельных значениях режимов аппарата Км=1,07. Оно может быть
рассчитано методами графического интегрирования по кривым мгно-
венного значения тока нагрузки (см. рис. 41).
В момент времени, соответствующий максимуму выпрямленного на-
пряжения на трубке, в схеме включены две фазные обмотки звезду.'
Ток, протекающий по обмоткам звезды в этот момент времени, соот-
ветствует амплитудному значению 1ам, а падение напряжения на вто- ,
ричной обмотке высоковольтного трансформатора равно:
Аи2м = 2г21ам.
Приняв во внимание падение напряжения на сопротивлениях вы-
прямителей, получим для падения напряжения на вторичной стороне
главной цепи
AU2M = IaKM(2r2 + 2rv).
Ток, протекающий по первичным обмоткам трансформатора, имеет
резко несинусоидальную форму. В момент, соответствующий максиму-
му выпрямленного напряжения на трубке, падение напряжения в двух-
проводной питающей линии на первичной стороне высоковольтного
трансформатора примет вид:
AU1M = 1аКмКт (2гх + 2гат 4 2гсК1),
где гат—проходное сопротивление фазной обмотки автотрансфор-
матора, приведенное к его вторичной стороне (или, что одно и то же,
к первичной стороне высоковольтного трансформатора).
1ОТ
Суммируя и приведя оба выражения к первичной стороне высоко-
вольтного трансформатора, получим для полного падения напряжения
по максимальному значению:
2дим=21аКмКт(г; + г; + гсК1 + гат),	(122)
где г{ и Гу— приведенные к первичной стороне высоковольтного
трансформатора сопротивления вторичной обмотки и плеча выпрями-
тельного моста соответственно.
Общее уравнение главной цепи в этом случае принимает для мак-
симальных значений напряжений следующий вид:
гад sin - j-=J- иа+21акмкт (г;+г;+rx+гат+гск2а).	(123)
Это уравнение является исходным для расчета сопротивления эле-
ментов главной цепи аппарата.
Аналогичные выражения могут быть получены для других схем вы-
прямления.
Для двенадцатифазной схемы выпрямления момент времени, соот-
ветствующий максимуму напряжения на рентгеновской трубке, соответ-
ствует углу jg- . Коэффициент Км благодаря малым пульсациям ра-
вен 1,02.
В момент времени, соответствующий максимуму выпрямленного на-
пряжения, в схеме включены две фазные обмотки звезды и одна об-
мотка треугольника. При этом по обмоткам звезды протекает ток 1ам,
а по обмотке треугольника -|-1ам.ч Падение напряжения в каждой по-
ловине схемы в этот момент времени соответственно равно
ди;.--г1-»1».
где AUm и AUm — максимальное падение напряжения на вторичных
обмотках звезды и треугольника.
Для того чтобы падение напряжения на вторичной стороне каждой
половины схемы было одинаковым, необходимо выполнить условие
г3 = Зг2, а для равенства вторичного напряжения на обеих половинах
схемы необходимо, чтобы W3=y3W2, где W2 и W3 соответственно число
витков вторичных обмоток звезды и треугольника. Если эти условия
выполнены, то максимальное падение напряжения на вторичной сто-
роне
AU2M=IaKM(4r2 + 4rv).
Если далее задаться коэффициентом трансформации
ПО
где Wi — число витков фазной первичной обмотки, то максимальное
падение напряжения, приведенное к первичной стороне высоковольтно-
го трансформатора, запишется в виде
2ди2м=21акм-кт(г;+г;),
/ Гл	Гу
где га=к7 и Гу=кГ
Для полного падения напряжения после приведения всех сопро-
тивлений к первичной стороне получим по максимальному значению
КмКДг^ + ^ + Г^ + ГеК’а).	(124)
Общее уравнение главной цепи для этого случая примет вид:
2UMKa sin -g- = J- Ua + 2IaKMKT• (r; + r; + п + Гат4- rcK2a).	(125)
Для однофазной мостовой схемы выпрямления, где максимум на-
пряжения на нагрузке соответствует амплитуде, уравнение главной це-
ци имеет вид:
имКа = 4- иа+1акмкт (г;+2г;+Г1+гат+2гск2а).	(126)
1\Т
Аналогичное уравнение главной цепи справедливо для полуволно-
вой схемы выпрямления при условии, что Км выбирается в 2 раза
большим.
Под допустимым сопротивлением сети чаще всего понимают сопро-
тивление двухпроводной линии, что соответствует 2гс в уравнениях глав-
ной цепи.
Значение допустимого сопротивления сети нормируют в зависимо-
сти от мощности аппарата, схемы выпрямления и напряжения питаю-
щей сети (табл. 13).
При несоответствии номинальной мощности аппарата допустимому
сопротивлению сети, по табл. 13 сопротивление сети находится интер-
полированием из двух табличных значений, между которыми находит-
ся мощность данного аппарата.
Мощность рентгеновской трубки вычисляется по формуле:	i
Pa=KpUaIa.10-s, Вт,
где Кр —коэффициент мощности, равный для выпрямительных схем:
а) однополупериодной и двухполупериодной и рентгеновских трубок с
обычной внутренней проводимостью — 0,74; б) шестифазной — 0,95;
в) двенадцатифазной —0,98; г) для схем со сглаживающей емкостью
с пульсацией напряжения не более 10% —0,98.
Значения сопротивления других элементов главной цепи должно
быть такими, чтобы обеспечивались требуемые значения анодного на-
пряжения и анодного тока. При этом полное падение напряжения не
иа
должно превышать половины Чем меньше полное падение на-
1\т
пряжения в аппарате, тем меньше вероятность повреждения высоко-
111
Таблица 13
Допустимое значение сопротивлении питающей сети
(двухпроводная линия) для питающих устройств
рентгенодиагностических аппаратов
Питающее устройство	Номинальная кратковремен- ная мощность (не более), кВт	Сопротивление сети, Ом при номинальном напряжении сети	
		380 В	220 В
Однополупериодное	0,5	—	1,60
	1,0	3,0	1,°
	2,0	2,0	0,60
	4,0	1,2	0,40
	8,0	0,6	0,20
	10	0,5	0,16
/	16	0,3	0,10
Двухполупериодное	1	5,00	1,60
	2	3,00	1,00
	4	2,00	0,60
	8	1,20	0,40
	10	1,00	0,30
	16	0,60	0,20
	20	0,50	0,16
	32	0,30	0,10
	40	0,25	—
С шестифазным выпрям-	16	1,00	0,30
лением	20	0,80	0,25
	32	0,50	0,16
	40	о;4о	0,12
	50	0,30	0,10
	75	0,24	—
	100	0,15	—‘
вольтной изоляции от повышения напряжения на выходе аппарата при
аварийном сбросе нагрузки. При этом, однако, возрастают масса и га-
бариты основных элементов главной цепи аппарата — регулировочного
автотрансформатора и высоковольтного трансформатора.
На рис. 44 приведена типичная внешняя характеристика рентгено-
диагностического аппарата — зависимость напряжения на рентгеновской
трубке от анодного тока. Нелинейность характеристики объясняется
главным образом нелинейностью падения напряжения на селеновых
выпрямительных элементах.
Расчет регулировочного автотрансформатора. Регулировочные авто-
трансформаторы служат для регулирования напряжения на рентгенов-
ской трубке (типичный диапазон регулирования от 40 до 125 или до
150 кВ).
Регулирование напряжения на автотрансформаторе осуществляется
как с помощью контакторов или переключателей, переключающих от-
пайки обмоток, так и с помощью подвижных щеток, перемещаемых по
обмотке.
112
В (предельном режиме регули-
ровочный автотрансформатор ра-
ботает под нагрузкой кратковре-
менно (0,01—0,10 с) и при плот-
ности тока в обмотках до 10—
15 А/мм2 превышения допустимо-
го нагрева, как правило, не про-
исходит.
В регулировочном автотранс-
форматоре с (подвижными щетка-
ми наибольшую опасность пред-
ставляет собой нагрев щетки при/
замыкании ею одного или не-
скольких витков обмотки. Ток
короткозамкнутого витка опреде-
ляется чйслом вольт на виток Uo,
Рис. 44. Внешняя характеристика аппарата
сселеновыми выпрямителями.
сопротивлением витка RB, сопротивлением контактов щетки Кщ и со-
противлением щетки RK. По сравнению с контактным сопротивлением
щетки сопротивление самой щетки короткозамкнутого витка оказыва-
ется весьма малым. Можно считать, что определяющим для тока ко-
роткозамкнутого витка является
контактное сопротивление щетки.
Г	ц°
к Rb + Rt + Rk’
Контактное сопротивление в
свою очередь зависит от тока,
температуры щетки, состояния
контактной поверхности и давле-
ния щетки на обмотку. На рис. 45
приведены экспериментальные
данные о зависимости от давле-
ния контактного сопротивления
щеток, выполненных из различ-
ных материалов [57]. Как следу-
ет из рис. 45, давление на каж-
дую щетку следует выбирать в
диапазоне от 0,8 до 2 кг.
Экспериментально также уста-
новлено, что при токе короткого
замыкания до 15—20 А для круг-
лой щетки диаметром 15—30 мм
недопустимого перегрева не воз-
никает. Это значение тока и
должно быть предельным при вы-
боре числа вольт на виток в об-
мотке регулировочного авто-
тр ансфор м атор а.
Рис. 45. Зависимость контактного сопротив-
ления щеток автотрансформатора от давле-
ния.
1 — медно-графитовая щетка; 2 — электрогра-
фнтовая щетка; 3 — угольно-графитовая щетка.
8-233
113
a
£
6
Рис. 46. Подключение автотрансформатора к источни-
ку напряжения.
а — принципиальная схема повышающего автотрансфор-
матора; б — разделение обмоток повышающего автотранс-
форматора; в — принципиальная схема понижающего авто-
трансформатора; г — разделение обмоток понижающего авто-
трансформатора .
Широкий диапазон ре-
гулирования требует в
автотрансформаторе со
щетками располагать
'большую часть обмотки в
один ряд вдоль длины
•магнитапровода. Это об-
стоятельство существенно
увеличивает габариты ав-
тотрансформатора и за-
метно 'повышает индук-
тивность рассеяния об-
мотки. В ряде случаев
для уменьшения индук-
тивности рассеяния в та-
ких автотрансформаторах
'приходится вводить 'ком-
пенсационные обмотки,
выравнивающие распре-
деление ампервитков
вдоль стержня магнито-
тровода [10].
Автотрансформатор с
отпайками позволяет вы-
полнить многослойную об-
мотку; это уменьшает ин-
дуктивность рассеяния и
позволяет ограничиться
меньшими габаритами.
Такая конструкция, одна-
ко, требует достаточно
сложных и громоздких
коммутаторов, особенно
для трехфазного авто-
трансформатора, и не обеспечивает плавного регулирования напря-
жения.
В настоящее время в рентгенодиагностических аппаратах использу-
ются обе системы регулирования.
Расчет сопротивления обмоток автотрансформатора следует вести,
задаваясь предельным допустимым сопротивлением гат при расчете
элементов главной цепи по уравнениям (123), (125), (126). В случае,
если в режиме предельной нагрузки автотрансформатор включается
напрямую, сопротивление выбирается из условий обеспечения допусти-
мых погрешностей в системе компенсации падения напряжения (см.
главу V).
На рис. 46 приведены два случая включения автотрансформатора
Ка> 1" (а, б), Ка<1 (в, г). Если принять активное сопротивление пер-
вичной обмотки автотрансформатора Rb то для проходного сопротив-
114
ления автотрансформатора можно получить следующие соотношения:
при Ка^>1 Rai = RlKa(Ka 1), При Ка<С1 RaT=RlKa(l—Ка).
При значениях Ка<1 максимальное сопротивление автотрансфор-
матора достигается при Ка=0,5 и равно 0,25 Ri. При значениях Ка>1
величина сопротивления автотрансформатора возрастает по гиперболе,
а при Ка=2 составляет уже 2Ri.
Индуктивность рассеяния автотрансформатора зависит от коэффици-
ента трансформации в еще большей степени. Ниже приводятся выра-
жения для индуктивности рассеяния автотрансформатора со щетками,
рассчитанные методом средних геометрических расстояний для случая
расположения обмотки в один слой вдоль стержня магнитопровода
[Ю].	I
ДЛЯ Ка>1
•К2а
Ка Jr _ i
L, = 2 • 10'9 М (Ка -1 )2 КаКс 1П —•	(127)
(Ка—1) а
Для Ка<1:
L2 = 2.10-9lw°(l~Ka)2KXln	>	•	(128)
где Wi — число витков первичной обмотки; Кс— коэффициент, учи-
тывающий влияние стали магнитопровода; 1 — средняя длина витка
обмотки.
На рис. 46 приведена зависимость изменения активного и индуктив-
ного сопротивления автотрансформатора от Ка, построение произведено
в относительных величинах
XL
________________ г>*   Кд
L~ xL(Ka-l,62) • Ка	Ri •
Как видно из рис. 46, особенно большого значения индуктивность
рассеяния достигает при коэффициентах трансформации, значительно
превышающих единицу. В связи с этим регулировочный автотрансфор-
матор оказывается нецелесообразным строить на большое значение
коэффициента трансформации. Поскольку увеличение активного и ин-
дуктивного сопротивления главной цепи неблагоприятно сказывается
на форме и величине выпрямленного напряжения, следует принимать
специальные меры для уменьшения индуктивности рассеяния регули-
ровочного автотрансформатора.
Электрическая часть рентгеновских диагностических аппаратов, как
правило, рассчитывается на питание от сети общего назначения с раз-
личным значением номинального напряжения (127 и 220 В или 220 и
380 В). При присоединении аппарата к питающей сети с тем или иным
значением напряжения используется переключение входных отводов
S*
115
Рис. 47. Зависимость активного и индуктивного со-
противлений автотрансформатора, приведенных ко
вторичной его обмотке, от коэффициента трансфор-
мации.
обмотки регулировочного
автотрансформатора так,
чтобы сохранить неизмен-
ным число вольт на виток.
При подключении к сетям с
‘Меньшим напряжением авто-
трансформатор работает как
повышающий, а 'коэффици-
ент трансформации достига-
ет 1,7—1,9. Относительная
индуктивность рассеяния,
например, в точке Ка = 1,80
достигает значения 1,60
(рис. 47).
Для уменьшения актив-
ного и индуктивного сопро-
тивления автотрансформато-
ра целесоо'бразно рассчиты-
вать его таким образом,
чтобы при любых напряже-
ниях сети автотрансформа-
тор работал как понижаю-
щий. Однако такое включе-
ние автотрансформатора со-
пряжено с увеличением коэффициента трансформации высоковольтного
трансформатора и возрастанием тока в его первичной цепи. Это об-
стоятельство существенно усложняет конструкцию токосъемных щеток
регулировочного автотрансформатора, а также контакторов синхрони-
зированного включения высокого напряжения на трубке в выбранную
фазу питающего напряжения. Кроме того, в номинальном режиме ра-
боты аппарата при питании его от сети с наибольшим значением на-
пряжения, автотрансформатор оказывается включенным не на прямую,
а с коэффициентом трансформации примерно равным 0,5. Следователь-
но, сопротивление автотрансформатора должно учитываться при расче-
те главной цепи аппарата и привести к некоторому снижению допусти-
мого сопротивления питающей сети.
При трехфазном питании рентгеновского аппарата существует еще
одна возможность переключения аппарата при изменении значения на-
пряжения питающей сети, обеспечивающая в номинальном режиме ко-
эффициент трансформации автотрансформатора, равный 1. Для этого
при смене напряжения сети достаточно переключить первичные обмот-
ки высоковольтного трансформатора со звезды на треугольник или об-
ратно.
Переключение обмоток со звезды на треугольник при малом зна-
чении напряжения сети приводит к работе автотрансформатора в об-
ласти пониженных значений индукции. При этом изменяется число
вольт на виток и возрастает первичный ток, а следовательно, возрас-
тают и требования к коммутационной аппаратуре.
116
ВЫСОКОВОЛЬТНЫЕ ТРАНСФОРМАТОРЫ И ВЫПРЯМИТЕЛИ
Напряжение от регулировочного автотрансформатора через контак-
торы подается на первичную обмотку высоковольтного трансформатора
аппарата. Высоковольтный трансформатор обычно размещается в баке,
наполненном изолирующим трансформаторным маслом. Там же раз-
мещаются высоковольтные выпрямители, трансформаторы накала, а в
случае моноблока и рентгеновская трубка. В целом такую компановку
называют высоковольтным генераторным устройством, или просто ге-
нератором.
В качестве высоковольтных, выпрямителей используются кенотроны
и полупроводниковые выпрямители (селеновые и в последние годы —
кремниевые).
В аппарате по однополупериодной схеме выпрямителем служит
рентгеновская трубка, которая как всякий накаливаемый двухэлек-
тродный вакуумный прибор обладает односторонней проводимостью
от катода к аноду.
Рентгеновский кенотрон также представляет собой двухэлектродный
накаливаемый электровакуумный прибор, пропускающий ток от нака-
ливаемого катода к аноду при наименьшем падении напряжения на
нем.
Нить накала в современных рентгеновских кенотронах выполняется
из торированного карбидированного вольфрама, обеспечивающего вы-
сокую эмиссию электронов. Конструкция анода и катода выполняются
такими, чтобы максимально экранировать поток электронов от воздей-
ствия внешних электрических полей трансформатора и других высоко-
вольтных элементов генераторного устройства.
К недостаткам кенотронов следует отнести относительно малый
срок службы, необходимость в достаточно стабилизированном накале,
требующем высокой мощности, значительные габариты. Кенотрону,
кроме того, присуща возможность газоотделения в баллоне, в резуль-
тате чего возникают колебательные процессы в высоковольтной цепи,
приводящие зачастую к перенапряжениям и к выходу из строя высо-
ковольтных элементов аппарата.
Полупроводниковые выпрямители свободны от перечисленных не-
достатков. В рентгенотехнике широко применяются высоковольтные се-
леновые выпрямители, собираемые из последовательно соединяемых
селеновых пластин (шайб).
Если падение напряжения на кенотроне невелико (3—5%) и может
быть принято линейно зависящим от тока, то падение напряжения на
селеновом выпрямителе достигает значительной величины. Для рент-
-генодиагностического аппарата, рассчитываемого по падению напря-
жения, это является существенным недостатком.
В связи с этим в рентгенодиагностических аппаратах применяют
специальные селеновые выпрямители с относительно малым падением
напряжения. На рис. 48 приведена зависимость падения напряжения
и сопротивления селенового выпрямителя на 75 кВ от протекающего
через него тока. Эта зависимость имеет четко выраженный нелинейный
117
характер. Пунктирными ли-
ниями на рисунке показана
апроксимация характеристи-
ки, полученная сложением
линейной и нелинейной час-
ти кривой.
При расчете главной це-
пи по падению напряжения
сопротивление выпрямителя
rv должно быть введено в'
уравнения главной цепи ап-
парата.
В последние годы разра-
ботаны высоковольтные
кремниевые выпрямители,
обладающие значительно
меньшим по сравнению с
селеновыми выпрямителями
падением напряжения.
Кремниевые выпрямители,
кроме того, имеют значи-
тельно более высокую пре-
дельно допустимую рабочую
температуру — до 130—
150 °C по сравнению с 70 °C
для селеновых выпрямите-
лей. Для устойчивой работы
последовательно соединен-
ных кремниевых выпрямите-.
Рис. 48. Зависимость падения напряжения на се-
леновом выпрямителе на 76 кВ и его сопротивле-
ния от анодного тока.
лей принимают специальные меры для выравнивания обратного напря-
жения между ними, а также для снижения уровня возможных перена-
пряжений, поскольку кремниевые выпрямители обладают пониженной
устойчивостью к перенапряжениям по сравнению с селеновыми.
Особенностью высоковольтного трансформатора, так же как и регу-
лировочного автотрансформатора, является кратковременное включе-
ние под нагрузкой в режимах, близких к режиму максимальной мощ-
ности. Время коммутации нагрузки в этих режимах лежит в пределах
0,01—0,10 с. В связи с этим, так же как при расчете автотрансформато-
ра, плотность тока в обмотках может быть повышена до значений
, 10—15 А/мм2. Сечение проводов первичной и вторичной обмоток выби-
рается исходя из значения допустимого сопротивления и и гг. Сопро-
тивление фазной цервичной обмотки принимается примерно.равным
приведенному суммарному сопротивлению вторичных обмоток, посколь-
ку мощность первичной обмотки в первом приближении может быть
принята равной сумме мощности вторичных обмоток.
Для того чтобы величина индуктивности рассеяния высоковольтного
трансформатора не влияла на величину максимального напряжения на
трубке, а также на величину пульсаций выпрямленного напряжения,
118
необходимо соответственно выбрать параметры высоковольтного транс-
форматора. Индуктивность рассеяния одной фазы трансформатора мо-
жет быть рассчитана по формуле:
xK = 2npofw’-^b',	(129)
где b'=b I bl + ьз .	к — 1	bi + b2 + bi2
где о -o12-f-	3	,	кс-1
1ср — средняя длина витка первичной обмотки; Ьоб — длина первичной
обмотки: Ь]2 — зазор между первичной и вторичной обмоткой; bjb2 —
соответственно толщина первичной и вторичной обмотки; ро—магнит-
ная проницаемость воздуха.
Для уменьшения индуктивности рассеяния до значения х^0,2 це-
лесообразно увеличивать число вольт на виток. Эта величина опреде-
ляет количество витков, а следовательно, и напряжение между слоями
вторичной обмотки.
Число вольт на виток для высоковольтных трансформаторов сред-
ней и большой мощности следует выбирать в пределах от 1,5 до 2,5.
Для трансформаторов в аппаратах малой мощности этот диапазон
составляет 0,5—1,5 В на виток.
Толщина бумажной изоляции между слоями обмоток определяется
соотношением (40):
ини = ю’/а;
где UHl,—напряжение начальной ионизации в кВ, d — толщина меж-
слоевой изоляции в мм.
В современных рентгенодиагностических аппаратах для уменьше-
ния возможных перенапряжений при коммутации нагрузки применяют
синхронизированные реле времени, обеспечивающие включение и от-
ключение нагрузки при переходе фазы питающего напряжения через
нулевое значение. Однако перенапряжения все же могут возникнуть
в случае неточной настройки реле времени, при аварийном сбросе на-
грузки, при отключении аппарата в случае обрыва фазы, в момент га-
зоотделения в рентгеновской трубке и т. д.
Для обеспечения электрической прочности трансформатора с уче-'
том уровня возможных перенапряжений, возникающих при коммута-
ции нагрузки, расчетное значение максимального напряжения на труб-
ке следует выбирать в пределах от 2 до 2,5 напряжения начала иони-
зации. Эти соображения относятся к любой из схем выпрямления?
~ При использовании двенадцатифазных схем выпрямления следует
выполнять еще некоторые дополнительные условия при проектирова-
нии высоковольтного трансформатора.
Соблюдение условия равенства максимальных напряжений на обе-
их половинах схемы на вторичной стороне трансформатора требует,
чтобы активное и индуктивное падение напряжения в обмотках, соеди-
ненных в звезду и треугольник, были равны. Для этого необходимо,
119
Рис. 49. Высоковольтный трансформатор трех-
фазного аппарата с двенадцатнфазной схемой
выпрямления.
1 — высоковольтная обмотка, соединенная в звезду;
2 — высоковольтная обмотка, соединенная в треуголь-
ник; 3 — стяжные болты; 4 — магнитопровод; 5 — вы-
соковольтные выводы.
чтобы средний диаметр кату-
шек в обеих (половинах схемы
и длина катушек были одина-
ковыми. Кроме того, при оди-
наковой средней длине витка
соотношение сечений провода
в каждой из - обмоток, соеди-
ненных в звезду S2 и треуголь-
ник S3, должно удовлетворять
условию:
s2=yTs3.
Если пренебречь взаимным
влиянием вторичных обмоток
обеих половин схемы друг на
друга при условии равенства
размеров катушек звезды и
треугольника, индуктивность
рассеяния можно определить,
также пользуясь выражением
(129). Экспериментальная
проверка [29] показала удо-
влетворительное z совпадение
результатов.
На рис. 49 приведен вари-
ант конструкции высоковольт-
ного трансформатора для двенадцатифазной схемы выпрямления, ис-
пользованный в отечественном трехфазном рентгеновском аппарате
РУМ-16. Трансформатор выполнен на шихтованном магнитопроводе
стержневого типа. Вторичные обмотки звезды и треугольника изоли-
руются отдельно и при сборке одеваются последовательно на первичную
обмотку. Каждая вторичная обмотка (звезда и треугольник) состоит
из двух секций. При такой конструкции обмоток удобно располагать
высоковольтные выводы на достаточном удалении от заземленных час-
тей высоковольтного трансформатора.
Иногда в рентгенодиагностических аппаратах используют высоко-
вольтные трансформаторы с регулированием числа витков первичной
обмотки. Такой трансформатор позволяет регулировать напряжение на
трубке без регулировочного автотрансформатора. При этом, однако,
усложняется конструкция самого трансформатора и значительно увели-
чиваются его габариты и масса, а следовательно, и габариты всего вы-
соковольтного генератора. Число витков из-за пониженных значений
индукции при малых значениях напряжения в таком трансформаторе
значительно возрастает. В то же время вывод отпаек первичной обмот-
ки к наружной части бака генератора для присоединения их к комму-
таторам заставляет увеличивать расстояние между первичной и вто-
ричной обмотками и увеличивать индуктивность рассеяния.
Глава V
РЕГУЛИРОВАНИЕ НАПРЯЖЕНИЯ,
ТОКА И ВРЕМЕНИ ВЫДЕРЖКИ
В РЕНТГЕ|НОДИАГНОСТИЧЕСКИХ АППАРАТАХ
КОММУТАЦИЯ НАПРЯЖЕНИЯ НА РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКЕ
Коммутирующие устройства современных рентгенодиагностических
аппаратов должны обеспечивать:
а)	включение и отключение главной цепи аппарата без перенапря-
жений на высоковольтных элементах цепи и без переходного процес- .
са изменения намагничивающего тока в высоковольтном трансфор-
маторе;
б)	осуществление с достаточно большой точностью (порядка ±10%)
выдержек времени в широком диапазоне значений (от 0,001 до 5 с);
в)	большое число включений высокого напряжения в секунду — до j
6 при ангиографии и до 200 при скоростной рентгенокиносъемке;
г)	максимально быстрое отключение рентгеновской трубки после
сигнала автоматического реле экспозиции.
Коммутируемая мощность в наиболее мощных аппаратах достигает
200—300 кВт при изменении коэффициента мощности в весьма широ- *
ких пределах (практически от чисто активной нагрузки при макси-
мальной мощности до чисто индуктивной), поэтому обеспечение
указанных требований является достаточно сложной технической
задачей.
Коммутация напряжения на первичной стороне. В большинстве мощ-
ных рентгенодиагностических аппаратов для коммутации напряжения
на рентгеновской трубке применяют так называемую синхронную ком-
мутацию, при которой действие коммутирующих устройств синхронизи-
ровано с частотой питающей сети, т. е. и замыкание, и размыкание
устройств происходит в определенную фазу напряжения сети. :
В однофазных аппаратах включение и отключение производится при
прохождении амплитуды напряжения через нуль, что обеспечивает
плавное, без перенапряжений, возрастание и убывание напряжения на
рентгеновской трубке [14]. Так как при частоте сети 50 Гц напряжение
проходит через нуль каждую 0,01 с, то ряд выдержек в аппарате дол-
жен иметь шаг не менее 0,01 с. Задержка при работе с реле экспозиции
(если не учитывать собственного времени срабатывания коммутирую-
щего элемента) колеблется в пределах от 0 до 0,01 с и не может быть
учтена заранее, так как сигнал от реле экспозиции может поступить
12*
цепь в произвольный момент времени. Минимальная выдержка состав-
ляет, очевидно, 0,01 с, однако следует учесть различие между так на-
зываемой «электрической» и «рентгенографической» выдержками. При
уменьшении напряжения на трубке ниже 0,9 от максимального мощ-
ность дозы излучения, падающего на приемник излучения, резко па-
дает (см. рис. 2). Суммарная доза, приходящаяся на первую и послед-
нюю трети полупериода, составляет около 15% от общей дозы и ею
можно пренебречь. Таким образом, рентгенографическая выдержка
(Дар) примерно на */3 периода меньше электрической (Даэ), что осо-
бенно существенно при оценке динамической составляющей нерезкости
изображения при коротких выдержках снимка.
Переходный процесс изменения намагничивающего тока в высоко-
вольтном трансформаторе возникает при включении трансформатора,
если направление намагничивающего тока при включении совпадает с
направлением остаточной намагниченности в магнитопроводе трансфор-
матора. Возникающее при этом переходном процессе падение напря-
жения вызывает заметное уменьшение напряжения на трубке и осо-
бенно сказывается при коротких выдержках, когда постоянная време-
ни переходного процесса соизмерима со временем выдержки. Стабиль-
ность намагничивающего тока при коммутации достигается либо тем,
что включение напряжения производится при полярности противопо-
ложной полярности последнего полупериода предыдущего включения,
которая запоминается специальным запоминающим элементом^ либо
тем, что магнитная система трансформатора перемагничивается перед
очередным включением всегда в одном направлении (в этом случае
полярность напряжения при включении остается постоянной).
В аппаратах с трехфазной схемой выпрямления нулевые значения
фазных напряжений не совпадают во времени и поэтому приходится
прибегать к различным видам ступенчатой синхронной коммутации
[17]. Здесь возможны: нулевая синхронная коммутация, ненулевая син-
хронная коммутация, комбинированная синхронная коммутация. К ну-
левой синхронной коммутации мы будем относить ступенчатую комму-
тацию, при которой коммутирующие элементы включаются так, что на-
пряжение на всех фазах трансформатора плавно изменяется от нулево-
го значения, а отключение происходит в нулевую фазу разрываемых
токов. При этом фазировка включения и отключения напряжения со-
храняется как при единичных, так и при многократных включениях.
Этот вид коммутации является наилучшим для высоковольтных транс-
форматоров и коммутационной аппаратуры, так как коммутационные
перенапряжения здесь практически устраняются.
К ненулевому виду коммутации будем относить такую коммутацию,
когда включение и отключение напряжения происходит не в нулевую
фазу напряжений и токов, но фазировка коммутации сохраняется как
при единичных, так и при многократных включениях.
Комбинированная синхронная коммутация строится из элементов
двух первых видов коммутации, например система коммутации может
иметь коммутацию с ненулевым включением напряжения и нулевым
отключением.
122
Рис. 50. Принципиальная схема коммутации главного трансформатора на электромеха-
нических контакторах.
а — трехфазная мостовая схема выпрямления; б — двенадцатифазная схема выпрямления.
Рассмотрим случай нулевой синхронной коммутации (рис. 50, а, б)
при включении первичных обмоток трансформатора в звезду и тре-
угольник. В обоих случаях можно осуществить двухступенчатое нуле-
вое синхронное включение. Для этого необходимо замкнуть контакты
КА и Кв в нулевую фазу линейного напряжения, а затем, через проме-
Т	я
жуток времени	(a=®t = -g) замкнуть контакт Кс (рис. 51, на-
правление срабатывания контактов показано стрелками). Указанная
последовательность включения обеспечивает плавный переход от одно-
фазной системы к трехфазной, так как при a = j кривая линейного
напряжения при однофазном включении пересекается в одной точке с
кривыми фазных напряжений, соответствующими трехфазному вклю-
чению обмоток. При этом в случае соединения первичной обмотки в
звезду фронт кривой напряжения на нагрузке является синусоидой ли-
нейного напряжения, а в случае соединения треугольником фронт на-
пряжения представляет собой кривую из отрезков синусоид:
u=-|-U4)M-sina при 0Ca<-J-
и
u =|/3’U(jM-sina при < a <л.
123
Рис. 51. Нулевая синхронная коммутация трехфазной мостовой схемы выпрямления.
а — одинаковое соединение фазных обмоток (звезда—звезда или треугольник—треугольник);
б— неодинаковое соединение фазных обмоток (треугольник—звезда или звезда—треугольник).
При соединении вторичных обмоток в треугольник картина изме-
няется на обратную, и, таким образом, изменение напряжения соответ-
ствуют «одноименному» и «разноименному» соединению обмоток транс-
форматора (а и б соответственно, рис. 51).
Аналогично можно осуществить двухступенчатое синхронное отклю-
чение трансформатора. Для этого необходимо вначале отключить один
из контактов и перейти от трехфазной системы к однофазной, а затем
произвести окончательное синхронное отключение последней.
На рис. 51 показано образование трех коротких выдержек при ну-
левой синхронной коммутации трехфазного трансформатора. Легко ви-
деть, что наименьшая электрическая выдержка времени при соедине-
нии обмоток в звезду равна одному полупериоду линейного напряже-
ния, причем для этого необходимо включение только одной фазы пи-
тающей сети и двух обмоток трансформатора. Наименьшая выдержка
при соединении обмоток треугольником равна 240 электрическим гра-
дусам. Таким образом, при нулевой синхронной коммутации наимень-
124
Рис. 52. Комбинированная синхронная коммутация трехфазиой мостовой схемы вы-
прямления.
а — одинаковое соединение фазных обмоток; б — неодинаковое соединение фазных обмоток.
щая выдержка времени, так же как и при коммутации однофазной четы-
рехвентильной схемы, равна 0,01 с при частоте сети 50 Гц.
Ненулевая синхронная коммутация в цепи питания трехфазной ше-
стивентильной выпрямительной схемы может быть выполнена одновре-
менно двумя или тремя коммутирующими элементами. При этом из
площади, ограничиваемой кривой выпрямленного напряжения и осью
о	«П»
времени, «вырезаются» полосы шириной а=п g-, и наименьшая вы-
держка времени равна 60 электрическим градусам. Теоретически таким
способом можно получить неограниченно малые выдержки времени, ко-
торые при неизменном амплитудном значении напряжения на выходе
стягиваются на оси а к точке, соответствующей амплитуде синусоиды
линейного напряжения. Практически ненулевая синхронная коммутация
дает возможность получить выдержки времени до 0,001 с.
На рис. 52 показан принцип комбинированной коммутации: нулевое
отключение в две ступени, включение — ненулевое. Наименьшая вы-
держка времени при этом, как следует из схемы, составляет 90 элек-
трических градусов и равна 0,005 с при частоте сети 50 Гц.
125
Рис. 53. Синхронная коммутация двенадца-
тифазной схемы.
а — нулевая; б — комбинированная.
Рис. 54. Принципиальная схема ком-
бинированной синхронной коммута-
ции. Пояснения в тексте.
В двенадцатифазной схеме выпрямления (см. рис. 50,6) процессы
коммутации практически не изменяются. Напряжение на выходе двена-
дцатифазной схемы представляет собой сумму вторичных напряжений
от звезды и треугольника. Так как в схеме коммутируются и вторичная
звезда, и вторичный треугольник, то форма напряжения оказывается
промежуточной между ними, независимо от схемы соединения первич-
ных обмоток. Как пример на рис. 53 показаны выходное напряжение на
трубке и форма кривой напряжения на аноде Ui, катоде и2 трубки при
синхронной коммутации — нулевой (рис. 53, а) и комбинированной
(рис. 53,6).
Устранение переходного процесса намагничивающего тока в трех-
фазных системах достигается в принципе теми же методами, что и в
однофазных. Следует, однако, иметь в виду, что в трехфазных системах
учитывается намагниченность всех трех стержней магнитопровода
трансформатора и потому система подмагничивания или запоминающее
устройство оказываются более сложными конструктивно.
Выбор того или иного вида синхронной коммутации определяется
возможностью технического исполнения и зависит поэтому от типа при-
меняемых коммутирующих элементов.
До недавнего времени для синхронной коммутации применялись
почти исключительно электромеханические контакторы, с помощью
которых легче всего выполнять комбинированную синхронную комму-
тацию. В этом случае (рис. 54) необходимы два двухполюсных контак-
тора— включающий (Кф) и отключающий (Ко). Зазоры между под-
вижными и неподвижными контактами контактора Кв одинаковы, а у
126
контактора Ко — различны. Разницей зазоров достигается разность мо-
ментов отключения контактов, составляющая 90 электрических граду-
сов. Для устранения коммутационных перенапряжений при включении
контактор Кв имеет два дополнительных контакта (Квг), з^зор в кото-
рых меньше, чем у силовых контактов (Kbi)- Дополнительные контак-
ты производят предварительное кратковременное включение высоко-
вольтного трансформатора через балластное сопротивление гб, закора-
чиваемое затем основными контактами. Для отключения в момент
перехода фазы напряжения через нуль момент отключения отключаю-
щего контактора регулируется с помощью натяжения противодействую-
щей пружины контактора.
Момент отключения, естественно, фиксирован: его первая ступень
производится в нуль фазы В. Момент включения изменяется в пределах
—2/зл^а^0 регулированием скорости срабатывания включающего
контактора (например, за счет изменения напряжения на катушке
контактора) * Таким образом, получается ряд выдержек с шагом
изменение выдержки на доли полупериода производится изменением
момента срабатывания включающего контактора, а на целые полупе-
риоды— моментом отключения отключающего контактора задаваемым
реле времени.
Такой ряд выдержек получается только тогда, когда выдержка
времени устанавливается заранее. В случае работы с автоматическим
реле экспозиции синхронизация момента срабатывания отключающего
контактора с частотой сети приводит к неизбежной задержке момента
отключения, причем величина задержки колеблется от 0,005 до 0,015 с.
К этой величине задержки следует прибавить собственное время отпу-
скания отключающего контактора (порядка 0,01 с). В целом суммар-
ная погрешность момента срабатывания колеблется от 0,015 до 0,025 с,
что является принципиальным свойством и серьезным недостатком
электромеханических средств синхронной коммутации.
Примером такой системы коммутации, выполняемой синхронизиро-
ванным реле времени с электромеханическим контактором, может слу-
жить схема, примененная в аппарате РУМ-16 (рис. 55).
Постоянное напряжение от выпрямителя подается на, активный
делитель г4, г2, г3, от которого через контакты промежуточного реле
РП и сопротивление г4 производится питание сеточной цепи тиратро-
нов исполнительного устройства (Tla, Т2а, Tig, T2g) и анодной цепи
поджигающего тиратрона ТЗ. В сеточную цепь тиратрона ТЗ включен
мост-дискриминатор, состоящий из четырехвентильного выпрямителя В1
с нагрузкой г6 и емкости Ge, подключенной к одному из плеч выпрями-
теля. Мост питается от обмотки трансформатора ТВа. Благодаря та-
кому включению емкости, форма напряжения на г6 имеет вид разно-
великих пиков и подается на управляющую сетку поджигающего ти-
ратрона через сопротивление г5. При замыкании контактов РП поджи-
гание тиратрона ТЗ может произойти только в момент прохождения
большего из пиков, то есть всегда в одну й ту же фазу переменного
напряжения питающего трансформатор ТВа.
127

Исполнительное устройство состоит из двух одинаковых тиратронных
выпрямителей (на схеме различаются индексами «а» и «б»). Выпрями-
тель «а» на тиратронах Т1а и Т2а питает катушку контактора отключе-
ния Ко, а выпрямитель «б» на тиратронах Т1б и Т2б— катушку кон-
тактора Кв. Катушка каждого из контакторов зашунтирована цепью,
состоящей из выпрямителя (В4а и B4g) и переменного сопротивления
(ri2a и Г12б), которой регулируется момент отпускания контактора. Сет-
ки тиратронов обоих выпрямителей через сопротивления Гэа и Где и вы-
прямители В2а и В2б нагрузочными сопротивлениями г7а и r7g связа-
ны с делителем, причем на сетки тиратронов выпрямителя «а» подается
несколько большее отрицательное смещение, чем на сетки тиратронов
выпрямителя «б». Задание выдержки времени осуществляется релак-
сационным контуром гвСв, подключенным параллельно сопротивлению
Ге, причем время выдержки задается переключателем, выбирающим
соответствующее значение сопротивления гв.
После нажатия пусковой кнопки ПК и поджигания тиратрона ТЗ
потенциалы сеток тиратронов обоих выпрямителей становятся положи-
тельными, так как емкость Св до включения разряжена через нормаль-
но замкнутый контакт РП и сопротивление г8 и в первый момент по-
сле включения выравнивает потенциалы точек 1 и 2. В последующие мо-
менты времени емкость заряжается через сопротивление гв до напря-
жения, равного падению напряжения на сопротивлении г4, в результате
чего потенциал точки 1, изменяясь по экспоненциальному закону,
стремится к прежнему значению (до включения ПК). В момент, когда
потенциалы сеток тиратронов выпрямителей «а» и «б» оказываются
ниже потенциала зажигания, тиратроны запираются и выдержка вре-
мени заканчивается. Для выпрямителя «б» этот момент наступает не-
сколько позже, чем для выпрямителя «а» вследствие разницы в сеточ-
ном смещении, поэтому контактор Кв всегда отключается последним.
Потенциалы сеток тиратронов обоих выпрямителей уменьшаются по
экспоненте, поэтому при выдержках большой и средней длительности
возможно поджигание тиратронов не в начале, а в середине полупе-
риода анодного напряжения, что приводит к вибрации контакторов-.
Для фиксации момента поджигания тиратронов на экспоненту сеточ-
ного потенциала накладываются напряжения выпрямителей В2а и Вйб-
Сетки тиратронов выпрямителя «а» подключены к сопротивлению
г9а через два одинаковых сопротивления гюа и гца, в результате чего
оба тиратрона находятся в одинаковых условиях по отношению к потен-
циалу точки За. Поэтому при плавном изменении сопротивления гв
каждая последующая выдержка отличается от предыдущей на одни
полупериод питающего напряжения. В выпрямителе «б» сетки тиратро-
нов подключены к точке 36 через разные сопротивления (гюб=0), по-
этому тиратроны находятся в разных условиях по отношению к потен-
циалу этой точки. В результате число полупериодов выпрямленного на-
пряжения на катушке контактора «б» всегда оказывается большим,
чем на катушке контактора «а». Включающий контактор (Кв) всегда
отключается позднее отключающего контактора (Ко) и поэтому не
участвует в отключении главной цепи, а работает только на включение.
9—233	129
Наоборот, контактор отключения Ко настраивается так, что замыкание
контактов его всегда происходит раньше, чем замыкание контактов кон-
тактора Кв- Таким образом, Ко не участвует в процессе включения
главной цепи, а работает только на отключение.
В рентгенодиагностических аппаратах синхронные электромехани-
ческие контакторы нашли большое распространение, несмотря на слож-
ность изготовления и наладки. Существенным их недостатком является
необходимость постоянного контроля и регулировки в процессе эксплуа-
тации аппарата. При недостаточно тщательном контроле контакторы
работают ненадежно, с частым дугообразованием на контактах и бы-
стро выходят из строя, особенно при работе на, больших токах (поряд-
ка 200 А) и с короткими выдержками времени. В аппарате с однофаз-
ными схемами выпрямления подстройка контактора относительно про-
ста, хотя и требует соответствующей подготовки персонала и определен-
ного опыта эксплуатации. Система коммутации в трехфазном аппарате
значительно сложнее, поскольку она содержит не один, а по меньшей
мере два электромеханических контактора (включающий и отключаю-
щий), срабатывающих в строго определенной последовательности.
Для преодоления этих недостатков электромеханических контакто-
ров предпринимались попытки заменить их электронно-ионными при-
борами (мощные тиратроны, игнитроны и т. п.). Однако сколько-ни-
будь широкого распространения в рентгенодиагностической аппаратуре
ионные коммутирующие элементы не получили (малый срок службы,
большие габариты, высокая стоимость, необходимость продолжитель-
ного прогрева и др.).
Положение существенно изменилось после появления управляемых
полупроводниковых вентилей-тиристоров. Важнейшими достоинствами
тиристоров являются малое внутреннее сопротивление, относительно
малые размеры и масса, отсутствие накала и, следовательно, постоян-
ная готовность к действию, а также высокая механическая прочность.
Особенно удобны для использования в качестве элементов электрон-
ного контактора симметричные тиристоры, обладающие двусторонней
проводимостью при одной и той же полярности управляющего сигнала.
Один симметричный тиристор заменяет ячейку из двух обычных несим-
метричных тиристоров, включенных встречно-параллельно.
Важнейшей принципиальной особенностью электронно-ионных при-
боров, мощных тиратронов или тиристоров, является автоматическое
срабатывание при прохождении коммутируемого напряжения через
нуль. Поэтому, если электромеханические контакторы требуют для син-
хронизации с напряжением сети специальной предварительной настрой-
ки, то электронные контакторы обеспечивают необходимую последова-
тельность размыкания фаз автоматически, причем отключение может
начинаться в любой фазе. Следовательно, с их помощью легко реали-
зовать условия нулевой синхронной коммутации, возникающие через
каждые электрических градусов, т. е. через 0,0033 с. Ряд выдержек
с таким шагом в этом случае может быть получен просто за счет сдвига
момента отключения при фиксированном моменте включения (см.
130
Рис. 56. Принципиальная схема коммутации главного трансфор-
матора яа тиристорных контакторах.
рис. 51). При этом для получения любой выдержки ряда она не должна
быть известна заранее. Поскольку собственное время срабатывания
электронного контактора пренебрежимо мало, то максимальная задерж-
ка выдержки после соответствующего сигнала составляет 0,0083 с.
Особенности коммутации напряжения электронными приборами де-
лают их весьма удобными для использования в аппаратах при работе
с автоматическим реле экспозиции. В этом случае погрешность выдерж-
ки времени колеблется от 0,005 до 0,0083 с и удовлетворяет требовани-
ям точности образования заданной плотности почернения пленки даже
при выдержках снимка порядка 0,02 с.
Способ образования ряда выдержек за счет сдвига момента отклю-
чения .при фиксированном моменте включения (рис. 51) может быть
легко реализован с помощью электронного контактора из трех комму-
тирующих элементов [16]1. Соответствующая схема главной цепи при-
ведена на рис. 56. При использовании электронного контактора проще
осуществить схему нулевой синхронной коммутации, так как ненулевое
включение требует еще двух вспомогательных тиристоров, аналогичных
по назначению вспомогательным контактам электромеханических кон-
такторов. При нулевой синхронной коммутации включение двух из трех
тиристоров синхронизировано с нулевой фазой соответствующих напря-
жений, для чего моменты включения тиристоров сдвигаются на 90 элек-
трических градусов по отношению друг к другу; третий тиристор вклю-
чается предварительно, без синхронизации с сетью.
Преимущества тиристорных контакторов по сравнению с электро-
механическими привели к тому, что несмотря на относительно высокую
стоимость коммутация в мощных трехфазных рентгенодиагностических
аппаратах (а в отечественной практике и в аппаратах средней мощно-
сти) осуществляется на тиристорах.
За последнее время появились сообщения о применении в рентгено-
диагностических аппаратах схем ненулевой синхронной коммутации с
9*
131
а— принципиальная схема; б — осциллограммы напряжения на трубке.
помощью тиристоров. В схеме, представленной на рис. 57, а [105]1,
мощный тиристор Т1 включен на стороне выпрямленного тока шести-
вентильного моста, включенного в первичную цепь главного трансфор-
матора. Начало выдержки задается подачей управляющего сигна-
ла отпирающего тиристор Т1. Гашение тиристора Т1, коммутирующего
главную цепь, осуществляется за счет разряда мощного конденсатора
С через буферное сопротивление R и управляющий тиристор Т2 (кон-
денсатор предварительно заряжается от маломощного источника через
тиристор ТЗ). При разрядке конденсатора С ток в тиристоре Т1 кратко-
временно падает до нуля, но это время оказывается достаточным для
запирания тиристора (время восстановления порядка 50 мкс). По дан-
ным автора, схема обеспечивает минимальную выдержку времени
0,001 с, получение ряда выдержек с произвольным шагом, время за-
держки при отключении порядка 0,001 с, частоту включений до 20 в
секунду. На рис. 57,6 приведены осциллограммы напряжения на труб-
ке. Применение таких схем целесообразно в мощных рентгенодиагно-
стических аппаратах, поскольку по своим параметрам они приближают-
ся к схемам коммутации на стороне высокого напряжения, но сущест-
венно проще и дешевле в изготовлении.
Коммутация напряжения на вторичной стороне. При включении и
отключении рентгеновской трубки с большой частотой неудовлетвори-
тельна также и коммутация с помощью тиристоров. Необходимость
включения трубки с большой частотой возникает, в частности, при ско-
ростной рентгенокиносъемке. Поскольку при киносъемке длительность
каждого отдельного кадра мала, то для достижения необходимой плотно-
сти почернения пленки приходится увеличивать мощность дозы излучения
пропорционально числу кадров за секунду. Если при этом рент-
геновская трубка будет генерировать излучение в течение всего време-
ни исследования (достигающего нескольких минут), то может возник-
нуть опасность переоблучения. Практически таким способом (при не-
прерывном облучении) может быть осуществлена только медленная
рентгенокиносъемка. При скоростной рентгенокиносъемке (с частотой
до 200 кадров в секунду и более) необходимо отключать рентгеновскую
трубку на время перемещения пленки в киноаппарате (импульсная
ренгтенокиносъемка), в результате чего доза облучения за исследова-
ние уменьшается не менее чем в 2 раза, если длительность импульса
излучения равна времени открытия обтюратора кинокамеры и времени
протяжки пленки. Практически выигрыш в дозе излучения оказывается
значительно большим, так как длительность импульса излучения значи-
тельно меньше времени открытия обтюратора. Кроме того, импульсная
рентгенокиносъемка имеет по сравнению с непрерывной преимущество
в том, что длительность засветки одного кадра можно изменять неза-
висимо от частоты кадров; это позволяет уменьшить динамическую, со-
ставляющую нерезкости изображения и при малой частоте кадров
съемки.
Для техники импульсной рентгенокиносъемки применяют коммута-
цию на стороне высокого напряжения. Коммутация выполняется либо
с помощью введения в рентгеновскую трубку управляющего электрода
133
Рис. 58. Коммутация на стороне вторичного напряжения.
а — с трехэлектронной трубкой; б — с высоковольтными электронными лампами-, 1 — блок уп-
равления; 2 — блок передачи сигнала на сторону высокого напряжения.
(трубка с сеткой), либо с помощью введения в высоковольтную цепь
аппарата специальных управляемых высоковольтных вентилей — мощ-
ных вакуумных триодов или тетродов. В обоих случаях управление
коммутацией осуществляется от синхроноконтакта кинокамеры. На
рис. 58 приведены принципиальные схемы коммутации напряжения на
вторичной стороне высоковольтного трансформатора. Практическое
применение имеют оба способа. Однако если трубка с сеткой' позволяет
осуществить только коммутацию напряжения, то управляемые вентили
реализуют все преимущества управления на вторичной стороне напря-
жения.
Даже в тех случаях, когда требуется только коммутация напряже-
ния на трубке, по-видимому, целесообразнее применять высоковольт-
ный управляемый вентиль. Во-первых, один тип электронной лампы мо-
жет обеспечить работу установки со всеми трубками, тогда как при
сеточном управлении требуется определенный набор трубок и, во-вто-
рых, при запирании трубка с сеткой подвергается воздействию напря-
жения холостого хода высоковольтного трансформатора, что утяжеляет
и без того жесткие условия работы трубки. Применение трехэлектрод-
ной трубки (трубки с сеткой) может быть оправдано в передвижных
аппаратах (малых габаритов и массы), например, в конденсаторных
аппаратах, где сеточное управление используется для прерывания ге-
нерирования излучения, после того как напряжение на конденсаторе
уменьшится до заданного.
Устройства для коммутации напряжения на вторичной стороне вы-
пускаются либо в виде аппаратов с управлением на вторичной стороне,
либо в виде специальных приставок для импульсной рентгенокиносъем-
ки к обычным рентгенодиагностическим аппаратам. В качестве приме-
ра можно привести установку для импульсной киносъемки фирмы «Си-
менс», работающую на трехэлектродной трубке, а также установку
«Синепульс» фирмы «Филипс» и отечественную рентгенокиноимпульс-
ную установку РКИ-125, выполненные на высоковольтных тетродах.
Рассмотренные вопросы коммутации главной цепи относятся к мощ-
ным стационарным рентгенодиагностическим аппаратам. В маломощных
аппаратах, где минимальная выдержка времени порядка десятых до-
лей секунды, при коммутации на первичной стороне применяются йесин-
хронизированные контакторы с двухступенчатым включением главной
цепи (первая ступень — включение через буферное сопротивление).
Для аппаратов такого класса характерно также, что отключение глав-
ной цепи осуществляется не от реле времени, а от реле количества элек-
тричества.	\
\
КОМПЕНСАЦИЯ ПАДЕНИЯ НАПРЯЖЕНИЯ	\
НА ПЕРВИЧНОЙ СТОРОНЕ ВЫСОКОВОЛЬТНОГО	\
ТРАНСФОРМАТОРА
Главная цепь аппарата содержит средства для регулирования анод-
ного напряжения и тока. Расчет главной цепи по падениям напряжения
выполняется для предельного случая максимальной мощности. Между
тем в условиях рентгенодиагностики напряжение и ток рентгеновской
трубки изменяются в широких пределах. Соответственно изменяется и
падение напряжения в главной цепи. Учет падения напряжения услож-
няется еще и тем, что кратковременность включения нагрузки не позво-
ляет простыми средствами стабилизировать напряжение на трубке в
процессе снимка.
В большинстве рентгенодиагностических аппаратов ожидаемое па-
дение напряжения учитывается заранее специальными устройствами,
называемыми системами компенсации падения напряжения.
Обратимся вновь к уравнению главной цепи с трехфазной мостовой
схемой выпрямления и определим коэффициент трансформации регули-
ровочного автотрансформатора
TZ К3”иФм ~/зиФм -81аКмКтгс (и; + 21аКмКтГа)
Ка =-------:------------------------------<13°)
где Ua = -^-;	г^г' + г^ + г^ + д.
Аналогичные выражения для Ка можно получить и для других схем
выпрямления (см. главу IV).
Если регулирование напряжения осуществляется переключением
отводов первичной обмотки высоковольтного трансформатора, то из
уравнения главной цепи можно получить значения для переменного
коэффициента трансформации высоковольтного трансформатора Кт»
положив Ка, равным единице.
135
Из выражения (123) получим:	1
1/^3 Иф — 1/ ЗЦф —8IaKM (i! + гс + Гат) [Ua + 21аКм (г2 4- rv)J	я
К = -------------- Лг v ,	, -ч-----------------' (131)1
-	41акм (rt + Гс + Гат)	' 'Я
Система компенсации рентгеновского аппарата должна обеспечить ]
значение Ка (или Кт) в зависимости от выбранных значений реально- I
го сопротивления анодного напряжения и тока питающей сети.	j
Устройства для компенсации ожидаемого падения напряжения мож- I
но разделить на механические, параметрические и электрические. 1
К механическим устройствам относятся системы, основанные на кор- 1
ректирующих элементах в виде функциональных механических кулач- I
ков, передач и т. д. Такие системы компенсации падения напряжения |
требуют достаточно сложной системы тросов, механических передач, I
фасонных кулачков, и других элементов.	|
Примером параметрической компенсации падения напряжения мо- I
жет служить схема с компенсационным трансформатором. Компенсаци- I
онный трансформатор включен последовательно в главную цепь anna- I
рата и увеличивает напряжение на первичной обмотке высоковольтного |
трансформатора в момент снимка.	I
Схема, использованная в отечественном аппарате РУМ-4М, приведе- |
на на рис. 59. Первичная обмотка компенсационного трансформатора 1
ИТ1а включена на напряжение, пропорциональное уставке напряжения, 1
задаваемой переключателем УН. Первичная обмотка HTia с помощью 1
контактора КС включается только на время снимка. При этом на вто- 1
ричной обмотке HTig появляется напряжение, складывающееся с на- 1
пряжением регулировочного автотрансформатора АТ. Переключение I
отпаек вторичной обмотки АТ осуществляется в зависимости от сопро- 1
тивления питающей сети.	1
Параметрические системы оказываются весьма удобными в сравни- |
тельно простых аппаратах небольшой мощности, в которых предусмат- ]
риваются одна или две уставки анодного тока.	1
При большем количестве уставок анодного тока схема с компенса- J
ционным трансформатором оказывается громоздкой, так как каждой
уставке анодного напряжения должно соответствовать свое компенсн- ?
рующее напряжение.
Для более сложных аппаратов может быть использована схема с ,
двумя компенсационными трансформаторами, включенными последова- \
тельно. В этом случае один из трансформаторов переключается в зави- -
симости от сопротивления питающей сети, другой — от тока в сети.
Схема с двумя компенсационными трансформаторами ведет к замет-
ному усложнению конструкции аппарата и увеличению погрешности
компенсации. Граница ее применения — аппараты средней мощности
(10—15 кВт). При большей мощности применение параметрической
компенсации нецелесообразно из-за сложности устройства и возраста-
ния погрешности.
В мощных рентгенодиагностических аппаратах применяется компен-
сация падения напряжения, основанная на использовании вычислитель-
1 36	i
ных или моделирующих схем, позволя- ....
ющих до включения высокого напря-
жения учесть ожидаемое падение на-
пряжения в функции от анодного на-
пряжения, тока и значения сопротив-
ления сети. Примером такой системы *•
является устройство, предложенное
В. К. Шмелевым для рентгенодиагно-
стического аппарата РУМ-10 [5, 70].
Учет ожидаемого падения напряжения
в этой схеме осуществляется системой
измерительных трансформаторов и ав-
тотрансформаторов.
Сигнал, пропорциональный ожида-
емому падению напряжения, сравнива-
ется с компенсационным напряжением
и поступает на измерительный прибор
нуль-индикатор. Переключением ком-
пенсационных отпаек регулировочного
автотрансформатора добиваются ну-
левого показания прибора, что соот-

ветствует правильному выбору ком-
пенсационного напряжения. Такая схе- Рис- 5Э- Схема компенсации падения
д.	н	. напряжения с помощью вольтодоба-
ма обеспечивает высокую точность водного трансформатора.
воспроизведения уставки анодного на-
пряжения, но требует трех систем отпаек на регулировочном авто-
трансформаторе и усложняет конструкцию коммутирующих элементов
автотрансформатора.
На рис. 60 приведена принципиальная схема устройства для авто-
матической компенсации ожидаемого падения напряжения без учета
сопротивления регулировочного автотрансформатора (сопротивление
линии и промежуточных элементов на схеме не показаны, а регулиро-
вочный автотрансформатор изображен однофазным для простоты рас-
смотрения [7]. Устройство состоит из вычислительной трансформатор-
ной схемы (трансформаторы ИТЬ ИТ2, автотрансформаторы АИь
АИ2), элемент сравнения (ЭС), представляющего собой чувствитель- z
ное тиратронное реле, и исполнительного реверсивного двигателя Д,
перемещающего щетки Щ1 регулировочного автотрансформатора АР.
Уставка анодного напряжения Ua задается переключением отводов на
обмотке измерительного трансформатора ИТц, первичная обмотка ко-
торого питается стабилизированным напряжением Uct- Напряжение
на выходе этой обмотки
UT14=mV1Ua,
(132)
где mV1 — безразмерный масштабный коэффициент. Напряжение с
выхода регулировочного автотрансформатора АР, равное Ка-У3ифм ,
вводится в вычислительную схему, и через масштабный трансформатор
137
Рис. 60. Принципиальная схема системы автоматической компенсации падения напряже-
ния, решающая уравнение 130.
i
ИТг подается на выпрямительный мост Вр, с выхода моста снимается
напряжение, пропорциональное KaUp •
UT2==]/3mV2KaU(fcMi	(133)
где Шу2 — безразмерный масштабный коэффициент.
Для воспроизведения величины, пропорциональной падению напря-'
жения, согласно уравнению главной цепи аппарата, используются эле-
менты вычислительной схемы: трансформатор ИТ1 и автотрансформа- ,
торы АИЬ АИ2, АИз. Напряжение, снимаемое с обмотки HCi2 (Uns),
пропорционально сопротивлению питающей сети:
ит12=тГ1.гс,	(134)’
где mri — масштабный коэффициент, имеющий размерность А.
Напряжение с обмотки ИТ12 подается на два измерительные авто-
трансформатора АИ1 и АИ2, включенные каскадно. Напряжение, по-
ступающее с выхода регулировочного автотрансформатора равно ’
Наи2= Кди/Кди/П^-Гс’Ка,	(135) !
где Kahj и Каи2 —коэффициенты пропорциональности, связываю-
щие коэффициенты трансформации измерительных автотрансфор-
маторов АИ1 и АИ2 с коэффициентам трансформации АР — Ка.
138
Напряжение обмотки HTi3 пропорционально сопротивлению глав-
ной цепи аппарата
иТ13=тГ2.г;,	(136)
где гпГ2—масштабный коэффициент, имеющий размерность А.
Величина тока 1а задается соответствующим изменением тока нака-
ла рентгеновской трубки. При этом в вычислительной схеме переклю-
чаются отводы измерительного автотрансформатора АИ3.
На выходе этого автотрансформатора формируется напряжение
Uah3 = 2тДаКм (КАИ1 • Кди, • К1тГ1гс+тГ2га),	(137)
где mi—масштабный коэффициент, имеющий размерность-^-,
Воспользовавшись (130), (132) и (136), получим уравнение, вос-
производимое вычислительной схемой:
/ЗЩу2КаиФ- =	(КАИ1КАи2К2атГ1гс+тГ2Га).	(138)
Это уравнение соответствует уравнению главной цепи аппарата,
если
mv2 = mV1 = П1;КАИ1КАИ шГ1 = т;тГг.	(139)
Это уравнение является условием согласования масштабных коэф-
фициентов в вычислительной схеме.
Разность напряжений вычислительной схемы, выпрямительных мо-
стов Bi и В2 поступает на элемент сравнения ЭС. Если напряжение на
Bi и В2 не равны между собой, то в зависимости от знака их разности,
реле срабатывает и включается соответствующая обмотка возбужде-
ния реверсивного двигателя Д. Двигатель Д, вращаясь, перемещает
щетки Ш.1 по обмотке АР и одновременно переключает отводы измери-
тельных автотрансформаторов АИ] и АИ2 до тех пор, пока сравнивае-
мые напряжения не станут равными по величине. При этом напряжение
на входе элемента сравнения окажется равным нулю и двигатель Д
остановится. В момент остановки двигателя со щеток автотрансформа-
тора снимается напряжение, которое при включении нагрузка обеспе-
чивает на ней заданное значение — уставку напряжения Ua.
Коммутация нагрузки осуществляется замыканием выключателя К,
управляемого от реле времени, имеющего минимальные выдержки,
равные нескольким периодам напряжения сети 50 Гц. Во время дейст-
вия системы компенсации выключатель К разомкнут. При включении
К выключается питание двигателя Д, устройство компенсации блоки-
руется до тех пор, пока выключатель К не разомкнется.
В качестве элемента сравнения в схеме может быть использовано
поляризованное реле с нейтральным положением якоря, а также любое
электронное трехпозиционное чувствительное реле.
Напряжение питающей сети Щ вводится непосредственно в вычйс-
лительную схему, поэтому система компенсации, наряду с выбором
уставки напряжения и компенсацией ожидаемого падения напряжения,
139
140
120
100
80
60
40
60	100	140	180	220	260	300	340 Ifj, в
Рнс. 61. Нагрузочные характеристики мощного трехфазного аппарата,
а — Rc =0, б — Rc равно допустимому.
учитывает также и изменение напряжения питающей сети. Естественно,
что при этом учитываются лишь достаточно продолжительные во вре-
мени изменения напряжения. Таким образом, в устройстве компенса-
ции в одной системе щеток или отводов регулировочного автотрансфор-
матора совмещается регулирование уставки напряжения нагрузки,
компенсация падения напряжения и коррекция напряжения сети.
При трехфазном питании 'рентгеновского аппарата силовые щетки
Щ1 перемещаются одновременно по трем обмоткам трехфазного регу-
лировочного автотрансформатора АР. Напряжение!)^, вводимое в вы-
числительную схему, может сниматься с любой из фазных обмоток.
Для стабилизации напряжения вспомогательных цепей на выходе АР
может быть использована дополнительная щетка, устанавливаемая
на любой из фазных обмоток автотрансформатора, перемещаемая
либо вручную, либо от привода автоматического стабилизатора на-
пряжения.
На рис. 61 приведены нагрузочные характеристики рентгеновского
аппарата РУМ-16 с такой системой компенсации. Заштрихованная об-
ласть обозначает зону нечувствительности регулятора, пунктиром обо-
значены экспериментально полученные нагрузочные характеристики ап-
парата.
Вычислительные схемы с помощью введения дополнительных кор-
ректирующих элементов могут учитывать также сопротивление авто-
трансформатора, суммарный ток двух одновременно работающих рент-
геновских трубок, нелинейность сопротивления селеновых выпрямите-
лей и т. д. [5].
В последние годы появляются вычислительные схемы компенсации,
использующие элементы цифровой техники. Так, в рентгеновском аппа-
рате ЕДР-750 фирмы «Медикор» (ВНР) применена цифровая вычис-
лительная схема, переключающая первичные обмотки высоковольтного
трансформатора, число витков которых выведено по двоичному коду:
2, 4, 8, 16 и т. д. Специальные контакторы, управляемые вычислитель-
ной схемой, подключают требуемую в соответствии со значением пере-
менного коэффициента трансформации высоковольтного трансформато-
ра комбинацию витков первичных обмоток высоковольтного трансфор-
матора.
На рис. 62 представлен пример блок-схемы устройства, обеспечива-
ющего дискретное переключение напряжения на рентгеновской трубке,
с помощью аналого-цифрового преобразователя АЦП. Вычислительная
аналоговая схема системы компенсации СК, аналогичная описанным
выше, формирует напряжение, соответствующее уравнению главной це-
пи аппарата. Этот сигнал вводится в аналого-цифровой преобразова-
тель АЦП, преобразующий величину напряжения в цифровой код и
управляющий контакторами Pi—Рп. Контакторы Pi—Рп переключают
отводы первичной обмотки главного трансформатора ТГ илн отводы
регулировочного автотрансформатора, если регулирование осуществля-
ется с его помощью.
В отечестЬенном трехфазном рентгенодиагностическом аппарате
РУМ-20 применена упрощенная система компенсации [2].
141
Рис. 62. Система компенса-
ции падения напряжения с
использованием двоичного
цифрового кода.
Уставка напряжения на трубке (рис. 63) задается с помощью пере-
ключения отпаек регулировочного автотрансформатора переключате-
лем ПН. Компенсация падения напряжения вводится с помощью кон-
такторов Pi—Рп, переключаемых в зависимости от выбранного значе-
ния тока через сопротивление гп.
Коррекция напряжения сети осуществляется автоматическим кор-
ректором на входе регулировочного автотрансформатора — КС.
Ун, кв
Рис. 64. Нагрузочные характеристики аппарата РУМ-20:
------с системой компенсации.
Значение сопротивления сети гс устанавливается в главной цепи
равным предельно допустимому с помощью регулировочного активного
сопротивления, которое в сумме со значением сопротивления сети
должно быть равно предельно допустимой величине сопротивления ай-
парата. Сопротивления регулируются при присоединении аппарата к
питающей сети. Эту операцию часто называют подгонкой аппарата
под сеть. Главная цепь при постоянном значении гс, равном предельно
допустимому, обеспечивает постоянство нагрузочных характеристик
аппарата.
 Естественно, что такая схема компенсации не выполняет формулу
(130) в чистом виде для определения коэффициента трансформации
регулировочного автотрансформатора.
Если пренебречь изменением Ка в зависимости от колебаний вход-
ного напряжения, то нагрузочные характеристики аппарата, обеспечи-
ваемые схемой компенсации, имеют вид прямых, перемещающихся па-
раллельно друг другу в зависимости от включения контакторов Pi—Рп>
т. е. в зависимости от выбора анодного тока. На рис. 64 приведены, на-
грузочные характеристики аппарата РУМ-20 при номинальном напря-
жении сети и характеристики обеспечиваемые системой компенсации.
Выбор отпаек дЛя уставок напряжения на трубке и компенсации по
анодному току производится исходя из допустимой погрешности уста-
новки напряжения на трубке. Естественно допустить максимальную по-
грешность в области малых значений- напряжения и тока, поскольку
такие режимы относительно редко применяются в практике рентгено-
графии.
Реальные значения максимальной погрешности в уставках напря-
жения, обеспечиваемые такой схемой компенсации падения напряже-
на
ния, составляют до 12% для значений напряжения 40—60 кВ в диапа-
зоне тока 15—60 мА. При всех других режимах снимка погрешность
существенно меньше. Следует учесть, что коррекция колебаний входно-
го напряжения изменяет значение коэффициента регулировочного ав-
тотрансформатора в пределах ±10%, что приводит к дополнительному
изменению нагрузочных характеристик аппарата.
КОМПЕНСАЦИЯ ПАДЕНИЯ НАПРЯЖЕНИЯ
В РЕЖИМЕ ПАДАЮЩЕЙ НАГРУЗКИ
РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКИ
При автоматическом экспонировании пленки время выдержки сним-
ка заранее не устанавливается, поэтому в аппаратах с рентгеноэкспо-
нометром необходимо принимать меры, для того чтобы не перегрузить
трубку. Для этой цели вводят специальный режим, называемый режи-
мом падающей нагрузки трубки. В этом режиме мощность трубки во
время снимка уменьшается от некоторого максимального значения так,
что температура фокуса трубки в любой момент времени не превосхо-
дит предельно допустимой для данного фокуса.
Наибольшую сложность в выполнении режима падающей нагрузки
представляет поддерживание заданного значения напряжения на рент-
геновской трубке при изменении тока нагрузки, плавном или ступен-
чатом. В этом случае в главную цепь рентгеновского аппарата необ-
ходимо включить устройства, создающие компенсацию падения напря-
жения в питающей сети и аппарате при изменении мощности в
процессе снимка [8].
Средствами компенсации могут быть либо активное сопротивление,
изменяющееся во времени в зависимости от изменения анодного тока
при снимке, либо изменение коэффициента трансформации регулиро-
вочного автотрансформатора также в зависимости от изменения анод-
ного тока, а также совмещение этих средств.
Изменение коэффициента трансформации может осуществляться
перемещением щеток регулировочного автотрансформатора или пере-
ключением компенсационных обмоток; последние могут располагаться
на магнитопроводе регулировочного автотрансформатора или могут
быть выполнены как специальный вольтодобавочный трансформатор.
В качестве изменяющегося во времени активного сопротивления,
которое включается последовательно с сопротивлением аппарата, мо-
гут использоваться как обычные (достаточно мощные) проволочные
сопротивления с отводами, так н нелинейные сопротивления в виде уп-
равляемых электронных приборов, включенных в первичную или вто-
ричную цепи высоковольтного трансформатора. Выбор оптимальных
средств компенсации изменяющегося во времени падения напряжения
при падающей нагрузке является весьма важным, поскольку касается
наиболее сложных элементов главной цепи и во многом определяет на-
дежность работы аппарата. Рассмотрим методику расчета компенса-
ционных элементов для обоих способов компенсации падения напря-
жения при падающей нагрузке (трехфазная мостовая схема).
144
Закон изменения мощности трубки при падающей нагрузке можно
апроксимировать экспоненциальной функцией (55) (см. главу III).
Введя коэффициент нагрузки трубки при падающей нагрузке К^п»
получим с учетом (55) выражение для среднего значения тока:
К„ (Ame-mt4-B)
Ia = KU-----------!ам-	<14°)
Подставив в уравнение главной цепи аппарата значение 1а, получим
^=КЖ.иф,-2К,К^г;4^-2КЛпКК1г.^2^±£.. (141)
Ка
Ка
Коэффициент трансформации регулировочного автотрансформатора
в этом случае будет равен:
2	Ame-mt + В ( Ua , „	, Ame-mt + В \
’Фм ~ 8КПмКт Гс	KpUa \Кт +2КЧпГа KpUa )
Ame-mt + В
KpUa
/зифм-
41%пКтг(
(142)
В полученных соотношениях следует обратить внимание на два мо-'
мента.
1. Коэффициент трансформации регулировочного автотрансформа-
тора в неявном виде зависит от формы кривой анодного тока, так как
при определении среднего значения тока коэффициенты А, В и m на-
ходятся по паспорту трубки.
2. Сопротивление главной цепи га =Г1+г2+гу в принципе изменяет-
ся по мере изменения анодного тока в процессе снимка. При использо-
вании в выпрямительной схеме аппарата селеновых выпрямителей и
при необходимости точного определения коэффициента трансформации
регулировочного автотрансформатора следует вводить поправку.
Наибольшее изменение сопротивления селеновых выпрямителей
(в 2 раза и более) происходит в диапазоне изменения анодного тока
200 мА. При дальнейшем возрастании тока сопротивление уменьшается
весьма мало и в диапазоне от 200 до 600 мА изменяется не более чем
на 30—40%.
Если обратиться вновь к выражению (141), легко заметить, что
наибольшее влияние на изменение Ка оказывает анодный ток, близкий
к максимальному. По мере уменьшения тока Ка уменьшается медлен-
нее, а при токе, равном нулю, становится равным
Для практического расчета можно принять значение rv, а следова-
тельно и га, не зависящими от времени и равными значениям соответ-
ствующим начальному значению анодного тока при выбранном значе-
нии анодного напряжения.
10—233
На рис. 65 построена
зависимость Кд от времени
для однофазной мостовой
двухполупериодной схемы
выпрямления для значений
Uc = 380 В, 2гс = 0,60м Кт =
=450, га = 1,0 Ом, А =
=30 кВт, В = 300 Вт, ш=13.
Значение Ua изменялось
от 150 кВ по ряду напряже-
ний
^a(n+l) ~ l»lUan.
Анализ кривых показы-
вает, что в зависимости от
уставки напряжения на
трубке Ка изменяется от 1
до 0,4.
При дальнейшем умень-
шении анодного напряжения
анодный ток не увеличива-
ется, так как эмиссионная
способность трубки ограни-
Рис. 65. Изменение Ка в процессе снимка при из-
менении тока для различных значений напряжения.
/ — 150 кВ; 2—137 кВ; 3 — 125 кВ; 4 — 112 кВ; 5 —
100 кВ; б — 91 кВ; 7 — 83 кВ; 8 — 76 кВ; 9 — 63 кВ; 10 —
52 кВ.
чена, и для увеличения лу-
чевой отдачи с уменьшением анодного напряжения необходимо сдвигать
момент начала падения нагрузки трубки.
Поскольку введение в аппарат устройств, создающих переменный
закон изменения Ка в зависимости от уставки анодного напряжения,
технически сложно осуществлять, обычно ограничиваются законом из-
менения Ка, единым для всех уставок напряжения. При этом кривые
рис. 65 и формула для расчета Ка позволяют оценить погрешность каж-
дой уставки анодного напряжения [8].
На рис. 66 приведена эквивалентная схема главной цепи аппарата
с переменным активным сопротивлением гп для компенсации изменя-
Рис. 66. Главная цепь аппарата с переменным активным сопротив-
лением падающей нагрузки.
146
ющегося во времени снимка падения напряжения из-за уменьшения
нагрузки трубки. Уравнение главной цепи в этом случае изменяется
•следующим образом:
U^/SU^Ka-SIXKJK^ + ^ + r^ + ri + rJ,	(144)
тде Ua — анодное напряжение рентгеновской трубки, приведенное к
первичной стороне высоковольтного трансформатора.
Из уравнения главной цепи легко получить выражение для гп:
Гп _ ~—(ГсК2а+Г1 + г* + • (145)
Подставив значение анодного тока в (145), получим зависимость
гп от времени:
гп
(К ^Фм Ка — Ц,) UaKp
2КТ)п (Ame-mt + В) Кт
(rcKl + fi + r^ + r;).
(146)
Поскольку при t=0 Pt = PfMax , целесообразно, чтобы сопротивление
компенсации при падающей нагрузке не влияло на работу главной це-
пи, т. е. чтобы rn(t=o)=O.
В этом случае уравнение главной цепи принимает вид:
U'^]/3U^Ka- 2ptgaxKT (К|Гс + Г1 + г; + г;).	(147)
^а*\р
По этой формуле вычисляется значение коэффициента трансформа-
ции Ка для каждого значения Ua в начальный момент времени изме-
нения нагрузки.
Соображения об определении rv, приведенные выше, остаются в си-
ле. Следует только добавить, что введение активных сопротивлений в
главную цепь благоприятно сказывается на работе трубки, поскольку
эти сопротивления ограничивают возрастание тока и падение напряже-
ния на них соответственно уменьшает напряжение на трубке при га-
зоотделении.
На рис. 67 приведена зависимость изменения гп от времени для раз-
личных значений анодного напряжения для однофазной мостовой вы-
прямительной схемы.
В отечественных рентгенодиагностических аппаратах большой и
средней мощности — трехфазном РУМ-20 и однофазном РУМ-22 — при-
менены системы падающей нагрузки со ступенчатым изменением анод-
ного тока во времени снимка. Компенсация изменяющегося падения
напряжения осуществляется переключением компенсационных обмо-
ток регулировочного автотрансформатора с одновременным введением
в главную цепь активных сопротивлений. Принципиальное отличие этих
•систем падающей нагрузки состоит в том, что ступени анодного тока
выбираются в соответствии с рядом токов, применяющихся в режиме
неизменной мощности трубки. Это позволяет использовать в режиме
то*
11 7
Рис. 67. Изменение компенсационного сопро-
тивления при изменении тока в процессе сним-
ка для различных значений напряжения на
трубке.
1 — 150 кВ; 2 — 125 кВ; 3 — 100 кВ; 4 — 83 кВ; 5 —
69 кВ; 6 — 57 кВ.
падающей нагрузки одну и ту
же систему компенсации паде-
ния напряжения и, в частности,
одни и те же компенсационные
обмотки регулировочного авто-
трансформатора.
Программа переключения
ступеней анодного тока при па-
дающей нагрузке трубки рас-
считывается по кривым допу-
стимой (МОЩНОСТИ трубки (см.
главу III) и выполняется ша-
говым искателем.
При расчете компенсацион-
ных обмоток регулировочного-
автотрансформатора и допол-
нительных активных сопротив-
лений для такой системы мож-
но пользоваться предложенной
выше методикой расчета’.
На рис. 68 приведены ос-
циллограммы токов и напря-
жений в режиме ступенчатой
падающей нагрузки трубки для
напряжения на трубке 91 кВ
(аппарат РУМ-20) и осцилло-
граммы токов и напряжений в
режиме падающей нагрузки,
при плавном изменении анод-
ного тока (аппарат РУМ-22).
Компенсация падения напря-
жения при этом осуществля-
лась ступенями с помощью
введения активного сопротив-
ления в главную цепь. Такие
аппараты выпускались заводом
«Мосрентген» до 1971 г., при модернизации аппарата эта система была
заменена ступенчатой — более простой и надежной.
УПРАВЛЕНИЕ НАПРЯЖЕНИЕМ НА ВТОРИЧНОЙ СТОРОНЕ
ВЫСОКОВОЛЬТНОГО ТРАНСФОРМАТОРА
Системы компенсации падения напряжения с управлением на пер-
вичной стороне высоковольтного трансформатора отрабатывают задан-
ную уставку напряжения до включения высокого напряжения с точно-
стью 5—10%. Инерционность исполнительных устройств затрудняет
регулирование напряжения непосредственно в процессе снимка, и та-
кое регулирование при управлении на первичной стороне в рентгено-
148
диагностических аппаратах не применяется, если не говорить о компен-
сации падения напряжения при падающей нагрузке трубки. Впрочем»
и в этом случае фактическая величина напряжения на трубке не изме-
ряется, а необходимое воздействие вычисляется заранее.
Желание снизить требования к сопротивлению питающей сети в ап-
паратах большой мощности приводит к необходимости использовать,
на вторичной стороне аппарата высоковольтные накопительные конден-
саторы. В этом случае напряжение на рентгеновской трубке изменяется
в процессе снимка и при неизменной нагрузке, причем это изменение
не может быть учтено системой компенсации при управлении на пер-
вичной стороне.
Требования быстродействия и более высокой точности системы уп-
равления напряжением на трубке могут быть удовлетворены переходом,
к непосредственному управлению высоким напряжением с помощью
электронных приборов и устройств.
Под управлением высоким напряжением на рентгеновской трубке
понимается совокупность трех задач: задание напряжения на трубке в
данном интервале уставок, стабилизация заданного напряжения и ком-
мутация напряжения на трубке.
Если иметь в виду выполнение совокупности задач, то в качестве-
регулирующего органа необходимо применить специальный высоко-
вольтный электронный прибор (тетрод или триод), который включает-
ся между выводом генераторного устройства и рентгеновской трубкой.
(Для симметричного распределения напряжения на трубке обычно ста-
вят два прибора на каждом из вйводов генераторного устройства.) Ес-
ли требуется только коммутация высокого напряжения, то управление-
может быть решено также и с помощью рентгеновской трубки с уп-
равляющим электродом — сеткой.
В обоих случаях управляющие электроды приборов находятся под'
высоким потенциалом относительно земли. Это означает, что для под-
ведения к ним управляющего сигнала, сформированного на стороне-
’’из кого напряжения, требуется применение специального разделитель-
ного устройства. Известны три метода передачи сигнала: импульсный
трансформатор, разделительный трансформатор, световод [118].
Импульсный трансформатор применяется в тех случаях, когда тре-
буется осуществить только коммутацию напряжения с небольшими-,
(порядка нескольких миллисекунд) выдержками времени. При боль-
ших выдержках требуется создание трансформатора с большой индук-
тивностью, что приводит к значительным габаритам трансформатора,
В системах, где полностью реализуется электронное управление,
могут быть применены только разделительный трансформатор н све-
товод. Широкое применение получил разделительный трансформатор'
ввиду его большей помехоустойчивости и простоты исполнения по срав-
нению со световодом. При этом для необходимого быстродействия схе-
мы управления передача сигнала осуществляется на достаточно высо-
кой частоте (порядка сотен килогерц).
Принципиальная схема системы регулирования с управлением на-
вторичной стороне высоковольтного трансформатора приведена на
149»
t = O,UC

L= и, 10 О
Ц=70кВ-	,0~82кв
w»<wwwwwo
t=0,9BC
= 390м Д
иа--57кВ

Рис. 68. Осциллограммы напряжений и токов при падающей нагрузке.
а — ступенчато-падающая нагрузка в а'ппарате РУМ-20; б — плавная падающая нагрузка со ступенчатой компенсацией
падения напряжения с помощью переменного сопротивления.
Рис. 69. Блок-схема аппарата с управлением на вторичной стороне. Пояс-
нения в тексте.
)ис. 69. Система состоит из двух раздельных каналов, каждый из ко-
'орых управляет напряжением на одном из электродов трубки (на
шоде и катоде трубки). Каналы регулирования аналогичны; различие
гежду ними состоит лишь в том, что анодный канал имеет добавоч-
1ый блок (инвертер И), изменяющий положительный знак сигнала на
>трицательный для согласования с остальной частью системы регули-
ювания.
Схема работает следующим образом: напряжение между одним из
электродов (например, катодом) рентгеновской трубки и землей изме-
>яется с помощью высоковольтного омического делителя (R—г) и
:равнивается с некоторым эталонным напряжением (источник опорного
1апряжения ИОН).
Напряжение рассогласования — разность между напряжением, про-
юрциональным напряжению на трубке и эталонным напряжением —
юдается на модулятор (М), на второй вход которого поступает напря-
кение высокой частоты от генератора высокой частоты (ГВЧ). С вы-
года модулятора снимается напряжение высокой частоты, промодули-
вованное по амплитуде сигналом рассогласования. После усиления по
току (катодный повторитель КП) это напряжение через высоковольт-
ной высокочастотный разделительный трансформатор ТВЧ передается
ia сторону высокого напряжения. Здесь высокочастотный сигнал де-
тектируется (детектор Д), выделенный сигнал рассогласования усили-
вается (усилитель постоянного тока УПТ) и поступает на сетку соот-
ветствующего высоковольтного электронного прибора Л.
Схема работает как система автоматического регулирования с зам-
кнутой обратной связью и передачей сигнала на несущей частоте (си-
стема с модуляцией). Схема реагирует на изменения напряжения на
трубке независимо от их источника (колебания напряжения сети,
флуктуации тока трубки, изменения сопротивлений сети и аппарата
* т. д.).
152
Такая система значительно превосходит системы регулирования на»
первичной стороне как в отношении точности воспроизведения устянки.
напряжения (порядка долей процента), так и по быстродействию (до-
ли миллисекунды). '
Рассмотренная блок-схема регулирования универсальна и позволя-
ет осуществлять всю совокупность задач регулирования высокого на-
пряжения. Задание уставок напряжения на трубке осуществляется из-
менением коэффициента деления делителя R—г. Для коммутации на-
пряжения на трубке цепь обратной связи запирается отключением
напряжения несущей частоты на время паузы между включениями.
Выдержка времени задается реле времени РВ.	'
Все элементы тракта системы регулирования напряжения, от транс-
форматора высокой частоты до рентгеновской трубки, находятся под
высоким потенциалом относительно земли. Соответственно изоляция
этих элементов должна быть рассчитана на половину максимального
напряжения холостого хода высоковольтного трансформатора. Суще-
ственной особенностью главной цепи аппаратов с управлением на вто-
ричной стороне является то, что высоковольтный генератор до включе-
ния рентгеновской трубки предварительно включается на напряжение
холостого хода высоковольтного трансформатора, в то время как при
управлении напряжением на первичной стороне генератор в момент
начала выдержки времени включается сразу на нагрузку. Таким обра-
зом, напряжение холостого хода, которое может значительно превы-
шать напряжение уставки, оказывается рабочим напряжением генера-
тора, и это необходимо учитывать при расчете высоковольтной изоля-
ции генератора.
Следует заметить, что высоковольтные электронные приборы при
напряжении на них более 25—30 кВ являются источником рентгенов-
ского излучения и требуют защиты от излучения. Правда, в отличие
от рентгеновских трубок, в высоковольтных электронных приборах анод
.обычно изготовляется из материала с небольшим атомным номером, и„
следовательно, интенсивность излучения сравнительно невелика.
Эти особенности, а также высокая стоимость высоковольтных элект-
ронных приборов и большая сложность устройств управления приводят
к удорожанию аппаратов с управлением напряжением на вторичной
стороне.
Однако высокая стоимость аппаратуры окупается существенным
преимуществом управления высоким напряжением и в особенности для
аппаратов большой Мощности (100 кВт и более). Повышение стоимости
также частично компенсируется отсутствием основных элементов, не-
обходимых при управлении напряжением с первичной стороны (регу-
лировочный автотрансформатор и схема компенсации падения напря-
жения) .
Принцип управления на вторичной стороне предложен давно (одна
из первых публикаций относится к 1938 г. [192], см. также [24] в
[109]). Однако практически такие аппараты не использовались, вплоть
до последнего времени. Это объясняется прежде всего техническим не-
совершенством ранее выпускавшейся высоковольтной аппаратуры и
15S
Рис. 70. ,Схема замеще-
ния главной цепи с нако-
пительным конденсато-
ром. Пояснения в тексте.
тем, что в рентгенодиагностических аппаратах мощностью до 100 кВт
применение высоковольтных электронных приборов экономически не
оправдано. За последнее время прогресс в высоковольтной вакуумной
технике и конденсаторостроении, а также появление аппаратов мощно-
стью до 150 кВт привели к практическому применению регулирования
на стороне высокого напряжения. В качестве примеров можно назвать
рентгенодиагностические аппараты «Континенталь» фирмы «CGR»
(Франция) и «Пандорос-Оптиматик» фирмы «Сименс» (ФРГ).
Расчет изменения напряжения на генераторе с накопительной ем-
костью с учетом пульсаций напряжения весьма сложен, поскольку угол
отсечки (т. е. время, в течение которого высоковольтные выпрямители
закрыты и не пропускают ток) изменяется по мере падения напряже-
ния на емкости. Приближенное решение системы трансцендентных
уравнений (см. главу IV) для этого случая практически непригодно.
Здесь желательно получить решение в аналитическом виде, хотя бы
и с введением некоторых упрощений физической картины процессов.
Так, для двенадцатифазной схемы выпрямления учетом угла отсеч-
ки можно пренебречь, поскольку пульсации напряжения относительно
земли теоретически составляют здесь 13,5% и угол отсечки при доста-
точно большом анодном токе и, следовательно, достаточно большом
падении напряжения на генераторе будет иметь место только кратко-
временно в начале разряда емкости. При достаточно большой выдерж-
ке времени влияние этого начального участка разряда пренебрежимо
мало.
На рис. 70 представлена схема замещения для трехфазной мосто-
вой схемы с заземлением средней точки.
Принимая, что напряжение источника образовано вершинами сину-
соид в интервале —
О
U,
л
"з
получим-
ur=ir£ + -^- J (i—Ia) da + rc (i—1а);
di ,	1	•	1 dUr ,	1 т
da ф (rc + <аС —гс + г’ da + (гс + г»)<оС
(148)
154
Общее решение уравнения (148) имеет вид:
'п=Апе “т +Bsin(a + <p) + Ia>	,	(149>
где т=(гс + Га)С;
B==d^sin^:
i|5=arctg<jyr;
ф=-|-л —ip.
Ток через емкость определяется следующим образом:
/ .	——
’cn=in—Ja = Ane “х +Bsin'(a + <p).
Напряжение на нагрузке:
un=Uasin(a + ^-j—Апг''е “т —Bresin (a + <р)~(150>
Напряжение на конденсаторе:
ucn=U.sin(a + -|-) — Ап(г£ + гс)е “т —
—B(r;+rc)sin(a + <p)—1^.	(151>
Постоянная интегрирования Ап должна быть определена для каж-
дого ^участка пульсирующего напряжения источника из начальных ус-
ловий для этого участка. Поскольку напряжение на нагрузке в конце
каждого участка un^-y^ равно напряжению в начале следующего участ-
ка un+i (0), то из (150) имеем:
Ua sin — Апг’а в”	-В г" sin (-J- + <р)- V'a =
=Ua sin —Ап+1Га—Brl sin <р—1аг£,
откуда после преобразований
Ап+1 = Апе“^—Bcosij, = Ana + b,	(152>
Я
где а=е Зшт ; Ь=—Bcosip.
Для первого участка, имея в виду, что емкость первоначально заря-
жена до напряжения Ua и, положив для' определенности момент замы-
кания а=0, получим из (151)
—1	Bsintp—1а-,^а .	(153)
га ‘ гс \	°	/	J а "Г Jc
Из (152) следует, что An=Ajan 1 + b—a'L_~i(154)
или, возвращаясь к исходным обозначениям и подставив Ai из (153),
.получим:
11	/	\	11— “ * - '
д — ——(sin гс  1 I—В sin ф---— е	®W1: —
Ап— Г» + Гс ^1П 3	1 ) DSin<p	!Л + Гс je
л (п-1)
.	Зит
—В cos ip ~ е------------—	(155)
Зит
1—е	,
'Падение напряжения на нагрузке на участке в соответствии с (150):
Aun=un 4 -un(0)=Anrdl-e 3fflT + Br"a cosip.
\ о /	\	/
Для определения напряжения на нагрузке в конце любого участка
необходимо суммировать падение напряжения по всем предыдущим
участкам:
И	П
Au (п)=Х Ацк =пВг’а cos ip 4- г* (1 —е 3®т ) S Ак.
к=1	к=1
Учитывая (154), получим
п	и—1	и
S A.-A.	S(a--l)=A1^)+b
к=1	к=0	к =2
или, возвращаясь к исходным обозначениям н подставив А] из (153),
получим в окончательном виде
х U.
Г» /	_ ЯП \
Ап<п>“ТгМ1-а 3"’)х
la (——1_sin — 1 — sin tp-sin <р \ —Iara
(156)
1S*
Для определения .начального напряжения на нагрузке воспользу-
емся (150) н (153). Положив а = 0, получим:
ТТ / * г • Л \ т *
Ua ( Га + гс Sin-g-l — 1аГа Гс
=---------еттг----------	057)
Выражения (156) и (157) определяют напряжение на нагрузке в
конце каждого участка пульсирующего напряжения. Если в (156) поло-
жить =t, то полученное выражение будет представлять собой оги-
бающую минимальных напряжении на нагрузке A(t).
Для полного описания процесса необходимо определить также фор-
му н величину пульсации напряжения и ио отношению к огибающей.
Очевидно:
u=Un(t)—МО)—Au(t).
Воспользовавшись (150), (155), (156), (157) после преобразований
получим
u=Ua
—sin vp-sintp-l
sinij? .sin(a + <p) +
Гс К: Я
-5-|Sln —
га /
sin tp-cos
Jt
. 3<or
1 —e
(158)
На рис. 71 приведены кривые изменения напряжения на нагрузке
во времени при гс = 0 и гс = 105 Ом для 1а = 1000 мА, Ua=100 кВ,
С = 0,25-10-6 Ф, га=105 Ом, построенные по формулам (156) — (158) и
изменения токов генератора и емкости при гс=0 в соответствии с фор-
мулами (148) и (149).
Как видно на рис. 71, ток нагрузки в начальный момент отрицате-
лен. Этот формальный результат не имеет физического смысла (вы-
прямители генератора пропускают ток только в положительном на-
правлении) и получается в связи с принятым допущением о пренебре-
жении углом отсечки. Указанное противоречие имеет место лишь для
пульсаций на первых двух участках напряжения, что подтверждает
практический смысл сделанного допущения. Очевидно, что при гс =
= 105 Ом это противоречие уже не возникает, так как напряжение на
нагрузке везде меньше напряжения генератора.
Рис. 71 дает также наглядное представление о влиянии балластно-
го сопротивления гс. Применение балластного сопротивления приводит
к существенному снижению как установившегося, так и особенно на-
чального напряжения на нагрузке. Величина пульсаций напряжения
резко возрастает (на кривой гс = 0 эти пульсации в масштабе рисунка
не видны).
167
Рис. 71. Напряжение и токи в схеме с накопительным конденсатором.
РЕГУЛИРОВАНИЕ ТОКА РЕНТГЕНОВСКОЙ ТРУБКИ
Регулирование тока рентгеновской трубки осуществляется регулиро-
ванием напряжения в цепи накала. Из вольтамперной характеристики
рентгеновской трубки можно видеть, что значение анодного тока зави- -
сит не только от тока накала, но и от анодного, однако анодный ток
зависит от тока накала весьма существенно. На рис. 72 построена зави-
симость анодного тока для различных напряжений на трубке. Для раз-
ных фокусов рентгеновской трубки эти характеристики существенно
отличаются. Приведенные зависимости определяют требования к цепям
накала, обеспечивающим заданное значение анодного тока в широком
диапазоне напряжения на рентгеновской трубке.
Цепи накала требуют высокого уровня стабилизации. Чаще всего
в рентгенодиагностических аппаратах цепи накала стабилизируются
с помощью феррорезонансных стабилизаторов. Основным достоинст-
вом феррорезонансных стабилизаторов является практически безынер-
ционное действие: среднее за полупериод значение (стабилизированно-
158
го) напряжения сохраняется не-
изменным при изменении входно-
го напряжения в довольно широ-
ком интервале. К наиболее су-
щественным недостаткам этих
стабилизаторов относится зависи-
мость стабилизированного напря-
жения от изменения частоты
входного напряжения.
В ренгенодиагностических ап-
паратах иногда применяются
электронные стабилизаторы анод-
ного тока, где датчиком служит
непосредственно анодный ток
трубки, а регулируемой величи-
ной является напряжение накала.
В качестве элементов управления
. напряжением могут использо-
ваться регулируемые активные
сопротивления электронных
ламп, магнитные усилители, ти-
ристоры. Существенным ограни-
чением, препятствующим широ-
кому распространению электрон-
ной стабилизации анодного тока,
Рйс. 72. Изменение анодного тока трубки
от тока накала для различных напряжений.
является инерционность нити на-
кала. Постоянная времени охлаждения нити накала составляет не-
сколько сотых секунды, что и ограничивает применение таких устройств
при выдержках времени меньше 0,1 с.
Неизменность выбранного значения анодного тока в широком диа-
пазоне изменения напряжения в цепи накала обеспечивается средства-
ми компенсации зависимости анодного тока от напряжения (рис. 73).
Таким устройством служит чаще всего вольтодобавочный трансформа-
тор ТК. Он включается последовательно с резисторами, которые регу-
лируют ток, и питается напряжением, пропорциональным напряжению
на трубке. Для подстройки под характеристику трубки используются
регулируемые резисторы R2 и R3.
Резистор R) снабжен ‘движками, переключаемыми от выбранной
уставки тока, и служит для выбора уставки анодного тока. Перемен-
ный резистор R4, включенный параллельно трансформаторам накала
ТН1 и ТНг и сопротивлению, служит для подстройки под характеристи-
ку. накала, изменяющуюся от выбранного фокуса. Реле Рпр и резистор
Rnp регулируют накал трубки при просвечивании.
Питание цепи накала осуществляется от корректированного напря-
жения аппарата UK через феррорезонансный стабилизатор ФС.
Трансформатор накала размещается в масляном баке высоковольт-
ного генератора. Вторичная обмотка его находится под высоким напря-
жением по отношению к земле и отделяется от первичной обмотки и
159
Накал
трубки
Рис. 73. Цепь накала двухфокусной рентгеновской трубки.
магнитопровода бумажно-масляной изоляцией. Мощность, потребляе-
мая нитью накала рентгеновской трубки, составляет 30—70 Вт. На эту
мощность и рассчитывается трансформатор накала при плотности тока
не более 3—3,5 А/мм2.
При регулировании тока в процессе снимка в режиме падающей на-
грузки может использоваться либо тот же переменный резистор Rb пе-
реключаемый контакторами Pi—Рп в зависимости от ступеней анодно-
го тока по закону изменения мощности, как это сделано, например, в
аппарате РУМ-20, либо специальные сопротивления, движки которых
перемещаются электродвигателем в соответствии с заданным законом
изменения при плавном регулировании тока.
СИСТЕМЫ УСТАВОК РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКОГО
АППАРАТА
Интенсивность рентгеновского излучения, падающего на приемник
излучения, зависит от анодного тока и анодного напряжения на рент-
геновской трубке. Еще одним регулируемым параметром является вре-
мя проведения исследования. При визуальном наблюдении рентгенов-
ского изображения время не задается заранее, а определяется навы-
ком врача и особенностью исследования. При снимке время выдержки
устанавливается предварительно и является важным параметром, по-
скольку определяет динамическую составляющую нерезкости изобра-
жения движущихся исследуемых органов.
Таким образом, при просвечивании задаются два параметра: напря-
жение и ток рентгеновской трубки, регулируемые обычно в процессе
исследования. При использовании УРИ вместо этих двух параметров
160
Bl
Рис. 74. Панель пульта управления аппарата РУМ-20.	£$
/ — выбор рабочих мест и фокусов; 2 — выбор напряжения при снимках^ж%* включение
го напряжения при снимках; 4— выбор выдержки времени при снимках; 5—ЛИбор напряжена
просвечивании; 6 — выбор рабочего поля ионизационной камеры и плотностЙ^Яочернения п|
7 — регулировка яркости подсветки шкал; 8 — прибор, измеряющий процев&ЗЙвЕрузкн трубкЙ
выбор тока при снимках н режима падающей нагрузки; 10 — индикатор адвНяжения, коли]
электричества и выдержки времени при снимках; // — индикатор рабочих:^мДО и фокусов
включение высокого напряжения при просвечивании; 13 — миллиамперметр ШКфения тока тя
14 — регулирование тока при просвечивании; 15 — указатель времени просвечяжйня; 16 — вади
и выключение аппарата; 17 — сброс указателя времени просвечивания.	|
удобно учитывать один — яркость свечения экрана,' Обеспечиваете
автоматическими системами стабилизации и регулирования ярко<Я|
При снимках задаются три параметра: напряжен^» ток трубки»
выдержка времени. Иногда применяются системы уставбк, в которых
используется произведение тока на выдержку (миллиампер на секун-
ду — мАс) — экспозиция.	 
В системе уставок условий снимка в рентгенодиагностическрх аппа-
ратах возможны следующие три вида сочетания параметров:
1)	напряжение, количество электричества; время Выдержки (кВ,
мАс, с);
2)	напряжение, количество электричества, ток (кВ, мАс, мА);
3)	напряжение, количество электричества (кВ, мАс); ток при это||
задается наибольшим, а выдержка времени автоматически получаеяМ
наименьшей.
В отечественных стационарных рентгенодиагносдических annanjMF
принята система: напряжение, ток, выдержка (кВ, мА, с) с указку*?
количества электричества (мАс) на специальной шкале. На gw*
11—233	161
показана панель управления питающего устройства аппарата РУМ-20.
С левой стороны панели располагаются органы управления режимами
работ — рукоятка выбора рабочих мест и фокусов 1. Индикация вы-
бранного рабочего места и фокуса осуществляется подсветкой соответ-
ствующих обозначений на световом табло 11. Клавишный переключа-
тель 6 обеспечивает выбор рабочих полей и плотности почернения ав-
томатического реле экспозиции. Рукоятка 7 регулирует накал ламп
подсветки пульта управления. Прибор 8 указывает процент нагрузки
трубки при выбранном фокусе и установленном режиме снимков.
В центре пульта размещаются органы управления режимом снимка:
рукоятки для регулирования напряжения 2 и выдержки времени 4, кла-
вишный переключатель тока снимка 9. ХВ этом же ряду расположен
клавишный выключатель режима падающей нагрузки, при нажатии
которого выключаются клавиши выбора тока и гаснут лампы указа-
ния значений анодного тока и выдержки времени на световом табло 10.
Двойная кнопка 3 служит для включения высокого напряжения при
снимке (нажатие кнопки до первого упора — подготовка, развертыва-
ние анода, форсирование тока накала, нажатие до второго упора —
включение высокого напряжения).
Над кнопкой 3 расположены сигнальные лампы режимов работы:
зеленая — готовность к снимку, красная — включение высокого напря-
жения при снимках и просвечивании, желтая — блокировка включения
высокого напряжения из-за неправильно выбранных условий исследо-
вания или неисправности в цепях накала, вращения анода и др.
Справа на панелц управления расположено управление режимом
просвечивания: рукоятки регулирования анодного напряжения 5 и
анодного тока 14, кнопка включения высокого напряжения при просве-
чивании 12, счетчик времени просвечивания 15. Многопредельный мил-
лиамперметр 13 указывает ток при просвечивании и при снимках (при
выдержке времени более 0,5 с).
Клавиши 16 служат для включения и выключения напряжения пи-
тания аппарата. При нажатой клавише прибор 8 указывает скорректи-
рованное напряжение питающей сети.
Такая система управления достаточно универсальна, так как не ог-
раничивает свободу выбора любой комбинации при томографии и ки-
мографии, где необходимо устанавливать фиксированные значения
анодного тока, и при ангиографии, где устанавливается выдержка вре-
мени снимка.
В отечественной аппаратуре принято изменение параметров снимка
при регулировании по логарифмическому ряду. Чтобы при таком сту-
пенчатом изменении получить равное или пропорциональное измене-
ние плотности почернения пленки или дозы излучения в плоскости
приемника излучения, удобно выбирать ряды чисел со следующим зна-
менателем:
Ln 1	(п-1) >
tn= l,29t(n_1),
Uan = l,10Ua(n_1).
162
При таких условиях регулирования плотность почернения пленяй
изменяется в 1,58 раза при изменении Ua и 1а, а при изменении t—-
в 1,29 раза.
В передвижных аппаратах часто применяют систему кВ, мА, мАс,
в которой реле времени заменяется реле количества электричества.
В ряде зарубежных аппаратов принята система с регулированием
двух параметров — кВ, мАс, сочетаемая с системой падающей нагруз-
ки. Основным недостатком здесь является отсутствие указаний о вы-
держке времени, что иногда (например, при ангиографии) затрудняет
выбор условий исследования.
Все эти системы уставок используются при работе аппарата без ав-
томатического реле экспозиции.
В режиме падающей нагрузки трубки в сочетании с автоматический
реле экспозиции длительность (выдержка времени) снимка отрабаты-
вается автоматически, а анодный ток выбирается в зависимости от на-
пряжения на трубке по паспортным данным трубки. Устанавливаемы-
ми при этом становятся следующие параметры: напряжение на трубке»
выбор рабочего поля ионизационной камеры реле экспозиции, выбор
фокуса трубки, выбор значения плотности почернения. С появлением
автоматического реле экспозиции и падающей нагрузки трубки появля-
ется возможность создания системы уставок, позволяющей выбирать
условия снимка в зависимости от объекта съемки. Регулирование в ре-
жиме падающей нагрузки только напряжения на трубке значительно
сокращает число комбинаций установки условий снимка.
В последние годы фирмой «Сименс» создана система задания режи-
мов в зависимости от исследуемого органа с дистанционным управле-
нием — система «Оптиматик». Система позволяет с помощью однйй
клавиши выбирать фиксированное значение напряжения на трубке, фо-
кус трубки и рабочее поле автоматического реле экспозиции. Установ-
ка режимов производится в зависимости от специализации рабочего
места, а также и от чувствительности фотоматериалов. Пульт дистан-
ционного управления системы «Оптиматик» устанавливается непосред-
ственно у рабочего места рентгенолога и содержит семь клавишей, со-
ответствующих семи фиксированным режимам.
Органы, исследуемые в данном режиме, указываются в табличке
над клавишей. В системе «Оптиматик» также предусматривается воз-
можность установки параметров и с общего пульта со свободным вы-
бором условий съемки ;как в режиме падающей нагрузки трубки, так
и в системе регулирования кВ, мАс.
11*
Глава VI
СИСТЕМЫ ВИЗУАЛИЗАЦИИ РЕНТГЕНОВСКОГО
ИЗОБРАЖЕНИЯ
Органами чувств человека рентгеновское излучение непосредствен-
но не воспринимается, и информация, содержащаяся в рентгеновском
изображении, должна быть перекодирована для наблюдения с по-
мощью систем визуализации изображения.
Оптическое изображение, полученное в системе визуализации, вос-
принимается зрительным анализатором наблюдателя, причем объем
информации о рентгеновском изображении, извлекаемой наблюдателем
из оптического изображения, будет тем большим, чем точнее согласо-
вана система визуализации со свойствами зрительного анализатора на-
блюдателя.
Наблюдатель, рассматривающий оптическое изображение, обнару-
жит или не обнаружит неоднородность изображения в зависимости от
контраста и размеров неоднородности, а также от яркости поля наблю-
дения. Экспериментальные данные, полученные с помощью большой
группы хорошо адаптированных наблюдателей, дозволили установить
зависимость между яркостью поля наблюдения, угловым размером и
контрастом неоднородности изображения, обнаруживаемой с вероятно-
стью 50% [78]. Эти зависимости приведены на рис. 75.
Если увеличить значения контрастов в 2,1 раза, то вероятность об-
наружения достигает 99%.
Здесь можно видеть, что пороговый контраст, при котором можно
обнаружить круглое пятно с заданной вероятностью, существенно
уменьшается с возрастанием яркости поля наблюдения до тех пор,
пока яркость не достигнет значения ~ 1 нит. При дальнейшем увели-
чении яркости поля наблюдения пороговый контраст уменьшается не-
значительно и близок к минимальному значению, которое достигается
при яркости 30—50 нит. Отсюда следует, что наблюдатель может по-
лучить максимум информации о неоднородности изображения только
тогда, когда яркость поля наблюдения будет не ниже 1 нита. Наблю-
датель обнаружит тем меньшие по размеру неоднородности, чем боль-
ше их контраст. Если при визуализации контраст неоднородности изо-
бражения уменьшается (по сравнению с контрастом в рентгеновском
изображении), то такие неоднородности изображения, оптический кон-
траст которых окажется ниже порогового значения, не будут обнару-
жены наблюдателем, несмотря на то что информация о них содержится
в исходном рентгеновском изображении.
164
Рис. 75. Пороговый контраст (К) обнаружения круглого пятна с угловым размером в
диапазоне от 1 до 121 мин, в зависимости от яркости (В) экрана наблюдения при ве-
роятности обнаружения 50%.
Уменьшение контраста деталей изображения происходит как за счет
собственной нерезкости системы визуализации, так и за счет динамиче-
ской нерезкости, возникающей при движении границ рентгеновского
изображения.
Размытые границы изображения уменьшают контраст небольших
неоднородностей изображения. Это видно на рис. 76, где сплошная ли-
ния показывает распределение контраста неоднородности по оси х без
нерезкости, а пунктиром определен контраст при размытых границах
изображения. Так как площадь под обеими кривыми, должна быть оди-
наковой (она определяется избыточной энергией рентгеновского излу-
чения, прошедшего через данную деталь объекта), то максимум конт-
раста нерезкого изображения детали всегда меньше контраста изобра-
жения этой детали при нерезкости, равной нулю.
Изменение контраста деталей изображения при преобразовании ха-
рактеризуют обычно коэффициентом передачи контраста
к*
г» ^маис
где К и К1 — контрасты одной и той же детали до и после преобразова-
ния изображения.
При одной и той же нерезкости преобразования коэффициент пере-
дачи контраста изображения тем ближе к своему предельному значе-
нию, чем больше размер детали. Если размер детали сравним с вели-
чиной нерезкости преобразования, то коэффициент передачи контраста
существенно меньше единицы и, следовательно, контраст оптического
изображения детали, а значит, и вероятность ее обнаружения сущест-
венно уменьшаются. Нерезкость преобразования ухудшает возможность
разрешения периодической пространственной структуры, например си-
стемы полос шириной 1 и контрастом К, разделенных фоновыми про-
межутками той же ширины с контрастом К = 0 (полосчатая структура).
В этом случае коэффициент передачи контраста является, очевидно,
убывающей функцией пространственной частоты v, определяемой чис-
лом периодов структуры на единицу длины изображения:
v=[21]-i.
Если контраст периодической структуры изменяется по синусоидально-
му закону, то зависимость коэффициента передачи контраста такой
структуры от ее пространственной частоты называют частотно-контра-
стной характеристикой преобразования (ЧКХ). Частотно-контрастной
характеристикой преобразования иногда называют и функцию R(v)
для полосчатой структуры. Можно показать, что ЧКХ для синусоидаль-
ной миры R(v) связана с ЧКХ для полосчатой миры Rn(v) соотноше-
нием:
причем Rn(0)=R(0) = l [78]. Рентгено-оптическое преобразование от
исходного рентгеновского изображения до оптического изображения на
сетчатке глаза наблюдателя содержит обычно несколько этапов пре-
образования изображения, каждый из которых характеризуется собст-
венной нерезкостью преобразования. Частотно-контрастные характери-
стики могут быть определены как для каждого из этапов преобразова-
ния отдельно, так и для всей системы визуализации в целом.
Замечательной особенностью ЧКХ является то обстоятельство, что-
ЧКХ системы в целом является произведением ЧКХ всех этапов пре-
образования.
За интенсивность (яркость) фона исходной периодической структу-
ры принимают обычно среднее значение интенсивности (яркости) за
период пространственной частоты; тогда максимально возможное зна-
чение контраста исходного изображения периодической структуры рав-
но единице. При этом максимальное значение контраста преобразован-
ий
1
ного изображения равно R(v). В оптимальных условиях наблюдатель
может обнаружить неоднородность изображения только тогда, когда
контраст неоднородности будет большим или равным 0,02. Отсюда сле-
дует, что условие R(vm)^0,02 определяет максимально возможное
значение пространственной частоты, которое может быть разрешено
системой с данной частотно-контрастной характеристикой. С учетом
того, что контраст Ко исходного изображения периодической структу-
ры может быть меньше единицы и что пороговый контраст обнаруже-
ния неоднородности Кп должен быть больше 0,02 для разрешающей
способности v системы получим
R(v)>Kn/K0; Кп>0,02; Ко^1.	(159)
Можно показать, что ЧКХ полностью определяется формой погранич-
ной кривой распределения контраста изображения после преобразова-
ния, если контраст исходного изображения имеет вид ступенчатой
функции. Так как величина нерезкости также определяется по форме
пограничной кривой при ступенчатом исходном контрасте, очевидно,
что вид ЧКХ связан с нерезкостью преобразования: чем больше не-
резкость преобразования,. тем круче спадает ЧКХ с увеличением про-
странственной частоты. Конкретная связь между нерезкостью и формой
ЧКХ может быть установлена в зависимости от вида пограничной кри-
вой и от способа оценки нерезкости.
Наибольшее распространение получила следующая методика оцен-
ки нерезкости изображения по форме пограничной кривой. На экспе-
риментально полученной пограничной кривой 2 (рис. 77) находят точ-
ки а и Ь, абсциссы которых удовлетворяют условиям К(а) =0,84 Кшах-
К (в) = 0,16Ктах- Через точки а и b проводят прямую, пересечение ко-
торой с прямыми К = 0 и К = Ктах фиксируют точками А и В. Собст-
венная нерезкость преобразования определяется расстоянием между
167
Ряс. 78. Частотно-контрастные характеристики при различной нерез-
коСти преобразования.
абсциссами точек А и В. В первом приближении пограничную кривую
можно апроксимировать функцией:
К(х)=0,5Кмавд-/1 4 Ф [пг]],
X
где Ф (х) =—Д= f e~°’5t2 dt — интеграл вероятности; ц — нерезкость пре-
у 2л J
о
образования. При такой апроксимации пограничной кривой ЧКХ пре-
образования представится в виде [80]:
R(v)=exp{—2,2v2u2}.	(160)
Для практического применения удобно пользоваться соотношением
между нерезкостью системы преобразования (визуализации) и наи-
большей пространственной частотой, разрешаемой этой системой. Учи-
тывая, что R(vm)>0,02, найдем vmU^l,3. В более общем случае, на
основе (159) и (160) получим, что
vu^ 0,671/1п-^,	(161)
»	ЛАП
где v — пространственная частота миры с контрастом К0=С1. В качест-
ве примера на рис. 78 представлены ЧКХ (сплошные кривые), соот-
ветствующие двум значениям собственной нерезкости преобразования
п=0,1 (кривая 2) и 0,5 мм (кривая 1). Пунктиром показаны ЧКХ для
полосчатой миры. Максимальная разрешающая способность системы с
нерезкостями и = 0,1 и 0,5 мм определяется абсциссами точек пересече-
ния прямой R=0,02 с соответствующими ЧКХ: vm^2,6 пер/мм при
168
u=0,5 мм и vm^13 пер/мм при u = O,l мм. Согласно (160), суммарная
нерезкость и системы визуализации связана с нерезкостями щ каждого
из этапов преобразования изображения соотношением:	>
1 u=|/guL	(162)
По известной величине нерезкости каждого из этапов визуализации это
соотношение позволяет оценить нерезкость оптического изображения
на выходном экране системы визуализации и связанное с нерезкостыо
уменьшение контраста различных деталей изображения. В конечном
счете, зная контраст исходного рентгеновского изображения детали,
можно найти контраст ее оптического изображения на выходном экра-
не системы визуализации и, пользуясь зависимостью вероятности об-
наружения от контраста изображения детали судить о вероятности об-
наружения данной детали при рентгенологическом исследовании.
РЕНТГЕНОГРАФИЯ, ФЛЮОРОГРАФИЯ, ЭЛЕКТРОРЕНТГЕНОГРАФИЯ
Рентгенография является одним из методов рентгено-оптического
преобразования, при котором распределение интенсивности в рентге-
новском изображении преобразуется в распределение плотности по-
чернения пленки. При рассматривании рентгенограммы в проходящем
свете на негатоскопе распределение плотности /почернения пленки Пре-
образуется в распределение яркости оптического изображения, которое
и воспринимается зрительным анализатором наблюдателя.
Плотность почернения пленки S определяется из соотношения.
B=B0-10-s,
где Во — яркость поля негатоскопа; В — яркость негатоскопа, закрыто-
го пленкой с плотностью почернения S.
Плотность почернения пленки при фиксированном режиме химиче-
ской обработки является функцией экспозиционной дозы излучения,
воздействующего на пленку. В случае светового излучения экспозици-
онная доза равна произведению освещенности пленки Е (в люксах) на
время экспозиции пленки Т (в секундах). При воздействии на пленку
рентгеновского излучения экспозиционная доза измеряется в рентге-
нах.
Связь между плотностью почернения пленки S и логарифмом экспо-
зиционной дозы рентгеновского или оптического излучения определя-
ется характеристической кривой пленки, типичная форма которой пред-
ставлена на рис. 79.
На характеристической прямой выделяют пять участков: аа — уча-
сток инерции, где плотность почернения практически не возрастает с
увеличением экспозиционной дозы и примерно равна плотности вуали
пленки; ab — область недодержек; Ьс — прямолинейный участок, соот-
ветствующий нормальной экспозиции пленки; cd — область передерж-
ки; de — область соляризации пленки.
18»
Рис. 79. Типичная характеристическая кривая фо-
тографической пленки.
Диапазон доз излучения,
соответствующий прямоли-
нейному участку характери-
стической кривой, называ-
ют широтой пленки.
Тангенс угла наклона
прямолинейного участка ха-
рактеристической кривой
пленки принято называть
коэффициентом контрастно-
сти пленки.
Прямолинейный участок
характеристической кривой
пленки описывается уравне-
нием:	S=S0 + TlogH,
где у — коэффициент контрастности пленки, зависящий от типа пленки
и условий ее обработки; So — постоянная величина.
Используя зависимость плотности почернения пленки от экспози-
ционной дозы излучения (на линейном участке характеристической кри-
вой), а также связь между плотностью почернения пленки и яркостью
оптического изображения при рассматривании на негатоскопе, можно
показать, что контраст оптического изображения связан с контрастом
рентгеновского изображения следующим отношением:
К=уКр.	(163)
У лучших типов отечественных пленок для рентгенографии коэффици-
ент контрастности достигает 3,5, т. е. пленка для рентгенографии об-
ладает способностью усиливать контраст изображения. Так как при
рассматривании на негатоскопе яркость оптического изображения мо-
жет быть выбрана оптимальной для глаза (30—50 нит), а также благо-
даря усилению контраста изображения, наблюдатель может обнару-
жить в рентгеновском изображении неоднородность с контрастом по-
рядка 1%. При других системах рентгенооптического преобразования
(без усиления контраста) пороговый контраст обнаружения неоднород-
ности не меньше 2 ч- 3%.
Важным фактором при рентгенографии является экспозиционная
доза рентгеновского излучения, необходимая для получения плотности
S почернения пленки в области линейного участка характеристической
кривой, где достигается наибольшее значение коэффициента контраст-
ности пленки (S — 1). Очевидно, чем меньшая экспозиционная доза из-
лучения необходима для получения заданной плотности почернения
пленки, тем выше чувствительность пленки к рентгеновскому излуче-
нию и тем меньше доза, поглощенная обследуемым при рентгеногра-
фии. В связи с этим чувствительность пленок, применяемых для рент-
генографии, выражают в обратных рентгенах, т. е. Р-*1 — величиной,
170
I
обратной значению экспозиционной дозы излучения, необходимой для
получения плотности почернения пленки, равной 0,85 над уровнем
вуали.
Чувствительность пленок непосредственно к рентгеновскому излуче-
нию, выраженная в обратных рентгенах, обычно невелика (-~50 Р~*),
что объясняется малой толщиной слоя светочувствительной эмульсии
пленки (~20 мкм) и соответственно малой долей энергии рентгенов-
ского излучения, поглощенной в эмульсии. (Эмульсия поглощает толь-
ко доли процента рентгеновского излучения, падающего на пленку.)
Для увеличения доли поглощенной энергии рентгеновского излучения
эмульсию наносят с двух сторон прозрачной подложки пленки. Зна-
чительного увеличения чувствительности рентгенографии достигают
использованием усиливающих люминесцентных рентгеновских экранов,
прижимаемых к эмульсии пленки, сенсибилизированной к спектру све-
чения рентгеновского экрана. В этом случае основное воздействие на
эмульсию пленки оказывает не рентгеновское излучение, а световое
излучение люминесцентного экрана, возбужденное рентгеновским излу-
чением. Так как люминесцентные экраны эффективно используют бо-
лее 20% падающего рентгеновского излучения, чувствительность пле-
нок, используемых в комплекте с двумя усиливающими экранами (пе-
редним и задним), достигает величины 800—1200 Р”1. Это означает, что
для получения рентгеновского снимка достаточно экспозиционной до-
зы излучения порядка 1 мР.
Ранее было сказано, что при любом методе рентгено-оптического
преобразования доза излучения, поглощенная обследуемым, в 30—
50 раз больше дозы излучения, падающей на рентгено-оптический пре-
образователь, поэтому наименьшая поглощенная доза излучения за
один снимок составляет около 30 мР. Так как собственная нерезкость
усиливающих люминесцентных экранов обычно больше 0,1 мм, в то
время как собственная нерезкость пленки почти на порядок меньше,
разрешающая способность рентгенограммы, полученной при экспозиции
пленки в комплекте с усиливающими экранами, существенно ниже раз-
решающей способности пленки. Для некоторых рентгенодиагностиче-
ских процедур, требующих высокого разрешения (снимки костей), иног-
да пользуются безэкранными пленками, несмотря на значительное
увеличение экспозиционной дозы излучения при таком методе. В по-
давляющем большинстве . случаев рентгенодиагностики применяется
рентгенография с усиливакицими экранами не только из-за уменьшения
дозы излучения, поглощенной больным, но и потому, что динамическая,
морфологическая и геометрическая составляющие нерезкости рентге-
новского изображения не позволяют реализовать высокую разрешаю-
щую способность безэкранной пленки: последняя в несколько раз боль-
ше, чем это необходимо для рентгенографии. Основные параметры оте-
чественной пленки для медицинской рентгенографии приведены в
табл. 14. В табл. 15 приведены параметры усиливающих экранов, при-
меняемых в сочетании с рентгеновской пленкой для напряжения на
трубке 70—80 кВ. Следует иметь в виду, что рентгеновские пленки, и
особенно усиливающие экраны, имеют заметный так называемый ход
171
Таблица 14
Основные характеристики пленки для медицинской рентгенографии
Тип пленки	Чувстви- тельность Р-1	Коэффи- циент контраст- ности	Плотность вуали	Разрешаю- щая спо- собность пер/мм	Примечание
РМ-1	250	3,0	0,20	50	Экранная, двусторонняя
РМ-1Т	250	3,0	0,20	50	Экранная, двусторонняя, термостой- кая
РМ-2	350	3,0	0,20	50	Экранная, двусторонняя
РМ-3 РМ-4	450	3,0 3,0	0,20 0,20	—	Экранная, односторонняя Безэкранная
РМ-6	1200	3,5	0,20	20	Сенсибилизированная
РФ-3	600	1,7	0,18	80	
РФ-Х-1	850	2,0	0,15	70	
Таблица 15
Основные параметры усиливающих экранов
Тип экрана	Люминофор	Радиационная чувствитель- ность в % к экрану типа «стандарт»	Разрешаю- щая спо- собность, пер/мм	Примечание
Э4-В1	Вольфрамат кальция	100	15—17		
ЭУ-В2 (ранее «Стандарта)		100	10—12	—•
ЭУ-ВЗ		150—200	10-12	Задний экран отличен от переднего
ЭУ-Б	Барит свинца	200	9-11	Для напряжений на трубке 80—400 кВ
ЭУ-С	Сульфид цинка, сульфид кадмия	400—500	9-11	Для сенсибилизирован- ной пленки РМ-6
с жесткостью, т. е. чувствительность пленки изменяется в зависимости
от энергии излучения.
Указанная в табл. 14 и 15 радиационная чувствительность и разре-
шающая способность пленок может быть достигнута только при пра-
вильном выборе условий экспозиции и при определенных условиях фо-
тообработки. Правильная экспозиция пленки при массовых исследова-
ниях может быть обеспечена ~ применением автоматического реле
экспозиции. Для стабильности химико-фотографической обработки
пленки, а также для резкого сокращения времени процесса фотообра-
ботки целесообразно использовать автоматические проявочные маши-
ны [46].
Быстрое получение рентгеновского снимка без применения обычной
«мокрой» фотообработки достигается, если используются поляроидные
фотоматериалы, которые после экспонирования приводятся в соприкос-
новение с желеобразными проявляющими и фиксирующими материала-
ми; готовый снимок получают через 1—2 мин.
172
Большой интерес представляет электрофотографический метод
рентгено-оптического преобразования, в котором в качестве фоточувст-
вительного материала используется полупроводниковый селеновый
слой, нанесенный на токопроводящую алюминиевую пластину.
Под действием рентгеновского излучения проводимость селена уве-
личивается, и на предварительно заряженном селеновом слое образу*
ется потенциальный электростатический рельеф, соответствующий рент-
геновскому изображению. Визуализация этого электростатического изо* '
бражения производится осаждением на пластину графитового порошка.
Полученное изображение отпечатывается затем на обычной бумаге ж
закрепляется в парах ацетона. Время получения снимка не превыша-
ет 3 мин. Селеновая пластина используется многократно; одна пласти-
на позволяет получить до 1000 рентгеновских снимков. Качество
рентгеновского снимка при электрорентгенографии близко к качеству
обычной рентгенограммы, однако радиационная чувствительность
электрорентгенографии существенно меньше — 50—100 Р-1 [43].
Флюорография использует рентгено-оптическое преобразование, при
котором оптическое изображение объекта, возникающее на люминес-
центном экране, переносится объективом с уменьшением на фотогра-
фическую флюорографическую пленку. Поскольку нерезкость фото-
пленки существенно меньше, чем нерезкость изображения на люминес-
центном рентгеновском экране, уменьшение масштаба изображения
мало влияет на его информативность. Благодаря применению во флюо-
графах автоматического фотоэкспонометра качество флюорограмм от-
личается большей стабильностью, чем качество обычной ренгено-
граммы.
РЕНТГЕНОСКОПИЯ.
УСИЛЕНИЕ ЯРКОСТИ РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ
При рентгеноскопии в качестве рентгено-оптического преобразова-
теля используются люминесцентные рентгеновские экраны, яркость све-.
чения которых пропорциональна мощности поглощенной в слое люми-
нофора дозы рентгеновского излучения. В связи с этим контраст опти-
ческого изображения на экране практически совпадает с контрастом
рентгеновского изображения, если не учитывать уменьшения контраста
изображения за счет собственной нерезкости экрана.
Физиологические особенности зрения таковы, что наблюдатель толь-
ко тогда сможет извлечь максимум информации о неоднородности
рентгеновского изображения, когда яркость оптического изображения
на люминесцентном экране будет не ниже 1 нита. При напряжении на
трубке около 80 кВ лучшие современные экраны создают такую яр-
кость свечения, когда мощность дозы излучения больше 70 мР/с. Ис-
пользование такой мощности дозы излучения может создать радиа-
ционно опасные условия рентгенологического исследования, поэтому
при рентгеноскопии применяют по крайней мере в 100 раз меньшие
дозы излучения, а яркость экрана практически близка к сотой"доле
нита.	.
173 4
При столь низкой яркости экрана даже хорошо адаптированный
наблюдатель может обнаружить с вероятностью 99% только достаточ-
но большую по площади неоднородность изображения, если контраст
этой неоднородности больше 8%. Структурные элементы объекта, име-
ющие малые размеры или меньший контраст, не могут быть обнару-
жены, несмотря на то что информация об этих элементах содержится-
в рентгеновском изображении. Таким образом, наиболее важной харак-
теристикой рентгеновского экрана для рентгеноскопии является коли-
чество физиологически активной световой энергии, испускаемой экра-
ном йа единицу падающей энергии рентгеновского излучения.
В условиях низкой освещенности сетчатки глаза при рассматрива-
нии изображения на рентгеновском экране наилучшая чувствитель-
ность глаза лежит в области светового излучения с длиной волны
510 ммк. Такой спектральный состав излучения экрана (максимум све-
чения при 530 ммк) достигается люминофором, состоящим на 60% (по
массе) из сульфида цинка и на 40% из сульфида кадмия при актива-
ции люминофора атомами серебра (люминофор типа Р-530). Яркость
люминофора пропорциональна поглощенной в нем энергии рентгенов-
ского излучения и соответственно яркость экрана тем выше, чем толще
слой люминофора. С увеличением толщины люминофора увеличивается,
однако, рассеяние света зернами люминофора, из-за чего возрастает
собственная нерезкость экрана. Кроме того, свет, излученный в даль-
них от наблюдателя слоях люминофора, в значительной мере поглоща-
ется в толще люминофора.
Отечественная промышленность серийно выпускает экраны для
рентгеноскопии типа ЭРС-300 с оптимально подобранной толщиной
люминофора типа Р-530, обеспечивающие необходимую для рентгено-
скопии разрешающую способность (~3 пер/мм) при повышенной яр-
кости экрана (~0,23 нит на рентген в минуту). Яркость экранов в
СССР принято измерять в относительных единицах. При этом за
100 единиц принята яркость экранов образца 1940 г. [23]. Дальнейшее
увеличение яркости экранов возможно или за счет ухудшения его раз-
решающей способности, или за счет увеличения коэффициента преобра-
зования рентгеновской энергии в световую. В настоящее время лучшие
рентгеновские экраны преобразуют в свет не менее 20% поглощенной
в них энергии рентгеновского излучения. Однако если допустить даже
100-процентное преобразование поглощенной рентгеновской энергии в
световую (что принципиально невозможно), яркость свечения может
быть повышена только в 5—7 раз, но это все равно недостаточно для
того, чтобы без повышения мощности дозы рентгеновского излучения
обеспечить яркость свечения рентгеновского экрана, оптимальную для
глаза наблюдателя.
Единственным путем, который может существенно увеличить объем
информации, извлекаемой наблюдателем при рентгеноскопии и при
этом даже уменьшить дозу рентгеновского излучения, является путь
увеличения яркости оптического изображения применением методов
электронно-оптического усиления яркости. В оптимальном случае яр-
кость выходного экрана при таком усилении должна быть порядка
30—70 нит; при этом можно работать без предварительной темновой
адаптации зрения. В принципе коэффициент усиления яркости подоб-
ными методами усиления может быть достаточно большим. С этим об-
стоятельством в свое время связывались возможности сколь угодно
большого снижения мощности дозы излучения без изменения информа-
тивности рентгеновского исследования.
Ранее было показано (см. главу I), что для достижения дозовой
контрастной чувствительности усилителя рентгеновского изображения
(УРИ), равной 3-=-4%, необходима мощность дозы рентгеновского из-
лучения в плоскости входного экрана порядка 50 мкР/с (соответственно
мощность поглощенной пациентом дозы составляет 2—5 мР/с) и даль-
нейшее уменьшение дозы возможно только за счет снижения требова-
ний к информативности изображения.	.
На основании вышеизложенного нетрудно оценить, что оптималь-
ный коэффициент усиления яркости систем усиления рентгеновского
изображения должен быть порядка 105, а коэффициент рентгено-опти-
ческого преобразования (отношение яркости выходного экрана систем
к мощности дозы рентгеновского излучения на входном экране) должен
быть порядка одного нита на микрорентген в секунду, так как коэф-
фициент рентгено-оптического преобразования лучших рентгеновских
экранов ~10-5 нит на микрорентген в секунду.
В настоящее время в рентгенодиагностических аппаратах использу-
ются системы усиления яркости рентгеновского изображения (УРИ)
двух различных типов.
1. Системы с рентгеновским электронно-оптическим преобразовате-
лем (РЭОП), в которых входной рентгеновский люминесцентный экран
находится внутри вакуумной колбы электронно-оптического усилителя
света и конструктивно совмещен с фотокатодом (рис. 80).
2. Системы, в которых световое изображение с входного рентгенов-
ского люминесцентного экрана переносится светосильным объективом
на входной фотокатод электронно-оптического усилителя света —ЭОП
(рис. 81).
В обеих системах рентгено-оптическое преобразование осуществля-
ется люминесцентным рентгеновским экраном. Световое изображение
на рентгеновском экране преобразуется фотокатодом в электронное
изображение, в котором распределение плотности потока электронов
адэкватно распределению яркости светового изображения на рентге-
новском экране. За счет; приложения ускоряющего электрического по-
ля между фотокатодом и катодолюминесцентным экраном электроны
приобретают при пролете внутри колбы усилителя света дополнитель-
ную энергию. При падении электронов на катодолюминесцентный эк-
ран полученная от электрического поля энергия преобразуется в све-
товую; на выходном экране усилителя образуется световое изображе-
ние, распределение яркости которого пропорционально распределению
плотности электронного потока. Для того чтобы электронное изображе-
ние в плоскости выходного экрана было подобно электронному изобра-
жению в плоскости фотокатода, в электронно-оптических усилителях
света применяются специальные фокусирующие системы — электроста-
175
Рис. 80. Схема УРИ с рентгеновским электронно-оптическим преобразователем (РЭОП).
/ — поток излучения; 2— объект; 3—РЭОП; 4 — светосильная линзовая оптика; 5 — передающая
телевизионная трубка; 6 — система фотокиносъемки; 7 — телевизионный канал; 8 — видеомагнито-
фон; 9 — видеоконтрольное устройство.
Рис. 81. Схема УРИ с электронно-оптическим усилителем света (ЭОП).
/ — поток излучения; 2 — объект; 3 — светосильная зеркально-линзовая оптика; 4 — ход лучей в
объективе; 5 — ЭОП; 6 — светосильная линзовая оптика; 7 — телевизионная передающая трубка;
8 — телевизионный канал; 9 — видеоконтрольное устройство; 10— кинескоп для фото- и киносъемки;
11 — видеомагнитофон.
тические линзы, позволяющие также изменять масштаб электронного
изображения. За счет уменьшения масштаба изображения плотность
потока электронов, падающих на катодолюминесцентный экран, боль-
ше плотности электронного потока, выходящего из фотокатода, что
обеспечивает дополнительное усиление яркости.
В результате ускорения электронов и уменьшения масштаба элект-
ронного изображения на выходном экране электронно-оптического уси-
лителя создается оптическое изображение, яркость которого много вы-
ше яркости оптического изображения на входном люминесцентном эк-
ране. Дальнейшее усиление яркости и восстановление исходного
масштаба изображения осуществляется в замкнутой телевизионной си-
стеме (ЗТС), являющейся составной частью современного усилителя
яркости рентгеновского изображения. Оптическое изображение с вы-
ходного экрана усилителя света при помощи оптической системы, со-
176
стоящей из двух объективов, переносится на фотокатод передающей
телевизионной трубки.
Из систем УРИ первого типа (с РЭОП) наиболее известны усили-
тели фирм «Сименс», «Филипс» и «CGR». Системы УРИ второго типа
(с оптическим ЭОП) выпускаются фирмой «Оуд Делфт». Последний
вариант таких УРИ, получивший название «Делкаликс», имеет вход-
ной экран диаметром 320 мм.
Как видно из сравнения принципиальных схем двух типов УРИ,
при использовании РЭОП не требуется применение оптической систе-
мы для переноса изображения с рентгеновского экрана на фотокатод,
благодаря чему потери света в этой части прибора практически отсут-
ствуют. Однако появляются другие трудноустраняемые недостатки.
Так как рентгеновский экран находится внутри вакуумной колбы
РЭОП, диаметр колбы преобразователя должен быть больше диаметра
входного экрана. При размере экрана 320 мм, наилучшем для рентге-
нодиагностики, изготовление вакуумных колб РЭОП наталкивается на
серьезные технологические трудности, приводит к неоднородности фо-
токатода и требует большой толщины стекла. В свою очередь это при-
водит к значительному поглощению рентгеновского излучения в стекле
колбы.
Контактное совмещение фотокатода и рентгеновского экрана- (что
само по себе представляет трудную технологическую задачу) вынуж-
дает использовать люминесцентные слои малой толщины, так как 'в
противном случае снижается разрешающая способность системы. Ма-
лая толщина рентгеновского экрана уменьшает долю поглощенной
энергии рентгеновского излучения и, следовательно, приводит к ухуд-
шению отношения сйгнал/шум при рентгено-оптическом преобразова-
нии.
Указанные недостатки отсутствуют в системах второго типа, где
рентгеновский экран помещается вне вакуумной колбы преобразова-
теля. В этом случае создаются оптимальные условия для рентгено-оп-
тического преобразователя, однако потери света при оптическом пере-
носе изображения могут привести к тому, что информативность изобра-
жения на выходном экране УРИ будет существенно ниже информатив-
ности рентгеновского изображения.
Информативность рентгеновского изображения в принципе ограни-
чена флуктуациями числа рентгеновских квантов. Так как оптическое
изображение, возникающее на рентгеновском экране, и электронное
изображение на фотокатоде усилителя света также подвержены флук-
туациям, информативность этих изображений будет не ниже информа-
тивности рентгеновского изображения только тогда, когда число фото-
нов в оптическом изображении и число электронов в электронном изо-
бражении будут больше числа квантов рентгеновского изображения.
Квантовый выход фотокатодов, используемых в РЭОП и ЭОП, лежит
обычно в диапазоне 0,1—0,2 (получение одного фотоэлектрона требует
5—10 световых фотонов). Следовательно, информативность оптическо-
го изображения на выходном экране УРИ будет не ниже информатив-
ности исходного рентгеновского изображения при условии, что из пол-
12- -233
177
кого числа фотонов, образуемых в рентгеновском экране под воздейст-
вием одного поглощенного рентгеновского кванта, не менее 10
попадает на фотокатод. Лучшие рентгеновские экраны на один погло-
щенный рентгеновский квант излучают 1000—2000 световых фотонов.
При оптическом переносе изображения с входного рентгеновского
экрана на фотокатод усилителя света должно попадать не менее 1%
фотонов, испущенных рентгеновским экраном. Это может быть техни-
чески обеспечено только при использовании сверх светосильных опти-
ческих объективов и усилителей света с достаточно большим диамет-
ром фотокатода. Так, например, в системе «Делкаликс» применен зер-
кально-линзовый объектив со светосилой 1 :0,74 и усилитель света с
диаметром входного фотокатода 80 мм. При этом только ~1,4% света,
испущенного рентгеновским экраном, достигает поверхности фотокато-
да. При менее светосильной оптике или меньшем диаметре фотокатода
ЭОП происходит необратимая потеря информации при преобразова-
нии.
Для компенсации световых потерь в системах с оптическим ЭОП
необходимо использовать как ЭОП с большим коэффициентом усиле-
ния, так и высокочувствительные передающие телевизионные трубки,
работающие при низких уровнях, освещенности. В УРИ «Делкаликс»
применен ЭОП с относительно небольшим коэффициентом усиления
света и очень чувствительная телевизионная трубка типа «Изокон»,
обеспечивающая высокое качество изображения при освещенности око-
ло 0,01 лк.
В системах с РЭОП, где нет световых потерь при переносе изобра-
жения со входного экрана, могут применяться менее чувствительные
телевизионные трубки типа видикон или плумбикон, требующие осве-
щенности около 1 лк.
Контрастная чувствительность применяемых в настоящее время
усилителей рентгеновского изображения, т. е. минимальный контраст
в рентгеновском изображении, обнаруживаемый наблюдателем на эк-
ране телевизионной системы УРИ, примерно одинаков для УРИ обоих
типов и лежит в диапазоне от 3 до 5%.
Разрешающая способность УРИ при телевизионном наблюдении
изображения ограничивается в основном 625-строчным стандартом теле-
визионного разложения и не может быть поэтому больше 300 периодов
на все поле наблюдения. При поле наблюдения 320 мм это соответству-
ет ~0,9 пер/мм. При меньшем размере поля число разрешаемых пе-
риодов на мм изображения соответственно возрастает и в пределе мо-
жет достигнуть разрешающей способности рентгеновского экрана, ис-
пользуемого в качестве рентгено-оптического преобразователя
изображения (3—4 пер/мм). Кроме контрастной чувствительности и
разрешения, для рентгенодиагностики важное значение имеют также
два других параметра УРИ: динамический диапазон и инерционность.
Динамический диапазон УРИ можно определить числом, равным
величине отношения максимальной и минимальной интенсивностей
рентгеновского излучения в двух областях рентгеновского изображения,
в каждой из которых можно одновременно обнаружить на экране ви-
деоконтрольного устройства УРИ неоднородность достаточно большо-
го размера с заданным рентгеновским контрастом.
Очевидно, что величина заданного контраста должна быть не мень-
ше, чем пороговый контраст, УРИ. Динамический диапазон УРИ харак-
теризует возможность одновременного выявления малоконтрастных де-
талей объекта в участках рентгеновского изображения, соответствую-
щих различным участкам объекта, значительно отличающимся по плот-
ности.
Иногда вместо динамического диапазона вводят понятие числа пк
различимых ступеней клина, в рентгеновском изображении которого
интенсивности рентгеновского излучения за соседними ступенями клина
связаны соотношением:
TZ  Jl+1 J|
где 1 — номер ступени клина; К — заданное число, обычно выбираемое
равным 0,1 или 0,2 (10% или 20% клин).
. В качестве изображения нулевой ступени клина выбирается уча-
сток рентгеновского изображения вне клина;
При условии, что контракт ступенек клина много меньше единицы,
нетрудно получить следующее соотношение между динамическим диа-
пазоном и числом различимых ступеней клина для одного и того же
значения контраста К:
Пк'~“ к lnD-	х
где DK— величина динамического диапазона.
Величина динамического диапазона в современных УРИ в основном
ограничивается используемой телевизионной системой: динамический
диапазон УРИ «Делкаликс» с передающей трубкой типа «Изокон» до- i
стигает 2000 при К=0,05 (5%), в то время как динамический диапазон
У-РИ с видиконом или плюмбиконом на два порядка меньше.
Малый динамический диапазон УРИ с видиконом и плюмбиконом
вызывает необходимость подбора оптимальной интенсивности рентгенов-
ского излучения для каждого просматриваемого участка объекта, что
увеличивает длительность исследования и уровень облучения. Устране-
ние этого недостатка в современных рентгеновских аппаратах достига-
ется применением системы автоматической стабилизации интенсивности
просматриваемого участка рентгеновского изображения вблизи опти-
мального значения вне зависимости от толщины и положения объекта
исследования.
Усилители рентгеновского изображения с широким динамическим
диапазоном (типа «Делкаликс») могут быть эффективно использова-
ны и без систем стабилизации интенсивности рентгеновского изображе-
ния. При этом, однако, несколько увеличивается уровень облучения при
исследовании.
Передающая телевизионная трубка определяет также инерцион-
ность УРИ и связанную с инерционностью величину динамической со-
ставляющей нерезкости изображения подвижных объектов. Большая
12*
179
инерционность УРИ приводит к наложению остаточного изображения
на новое изображение, возникающее при передвижении экрано-снимоч-
ного устройства или при изменении положения тела обследуемого.
Системы УРИ с передающими телевизионными трубками типа ви-
дикон обладают наибольшей инерционностью, затрудняющей рентге-
нологическое исследование. Инерционность УРИ с плумбиконом и изо-
коном много меньше и практически не обнаруживается наблюдателем.
Количественно инерционность системы характеризуют обычно уровнем
остаточного телевизионного сигнала (в процентах) через 40 мс после
изменения изображения. Однако эта характеристика не однозначно-
связана с визуальным восприятием мешающего воздействия инерцион-
ности. Более надежной характеристикой влияния инерционности систе-
мы на качество изображения является кривая изменения разрешающей
способности УРИ в зависимости от скорости перемещения свинцовой
мирры с прорезанными в ней группами полос с различной пространст-
венной частотой.
При любом способе электронно-оптического и телевизионного пре-
образования изображения в той или иной степени возникают геометри-
ческие искажения, поэтому усилители рентгеновского изображения ха-
рактеризуют также величиной дисторсии изображения. Для определе-
ния дибторсии на входном экране УРИ создается рентгеновское
изображение окружности с центром, совпадающим с центром экрана
УРИ, и радиусом, равным 0,7 радиуса экрана УРИ. Изображение, воз-
никающее при этом на телевизионном экране, в общем случае из-за
геометрических искажений не будет окружностью — отрезки прямых,
проходящие через центр экрана и опирающиеся на полученное изобра-
жение исходной окружности, будут различными в разных направлени-
ях. Отношение разности длин наибольшего и наименьшего отрезков к
длине наименьшего отрезка определяет дисторсию изображения.
Иногда применяют и другие способы определения дисторсии изображе-
ния. В большинстве современных УРИ дисторсия не превышает 5%.
Большим удобством при рентгеноскопии является возможность из-
менения масштаба изображения, осуществляемая в усилителях рентге-
новского изображения за счет скачкообразного изменения' напряжения
на фокусирующих электростатических линзах электронно-оптического
преобразователя. При этом на выходной экран РЭОП или ЭОП (и со-
ответственно на фотокатод передающей телевизионной трубки) проек-
тируется изображение или со всей площади фотокатода (большое поле
наблюдения), или только с части фотокатода (малое поле). В послед-
нем случае на телевизионном экране образуется увеличенное изоб-
ражение рассматриваемой области объекта.
В большинстве современных УРИ предусмотрена возможность пе-
реключения с большого поля наблюдения на меньшее (двухпольные
УРИ). Выпускаются также трехпольные УРИ. Кроме непосредствен-
ного наблюдения, на телевизионном экране в УРИ предусматривается
возможность записи изображения на видеомагнитофон. Это позволяет
многократно просматривать записанное изображение, не прибегая к до-
полнительному исследованию. Видеомагнитофон со стоп-кадром позво-
180
ляет также длительно анализировать неподвижное изображение любого
из записанных кадров. Несмотря на возможность видеозаписи телеви-
зионного изображения, в большинстве современных УРИ с РЭОП осу-
ществляется прямая фото- и киносъемка с выходного экрана РЭОП..
Разрешающая способность телевизионного канала, ограниченная стан-
дартом телевизионного разложения, заметно ниже, чем разрешающая
способность РЭОП. Кроме того, при съемке с выходного экрана РЭОП
длительность экспозиции пленки и частота кадров не связаны с часто-
той кадров телевизионной системы. Фотосъемка с выходного экрана
РЭОП производится обычно на высокочувствительную пленку, шириной
70 или 100 мм (размер кадра 60 или 90 мм), причем фотокамера позво-
ляет вести как покадровую, так и серийную съемку.
При необходимости рентгенокиносъемки вместо фотокамеры уста-
навливается кинокамера. Благодаря высокому коэффициенту усиления,
света РЭОП удается получать до 200 кадров в секунду без значитель-,
ного повышения уровня получения.
В УРИ типа «Делкаликс» для фотографирования с выходного эк-
рана ЭОП требуется недопустимо большая экспозиционная доза рент-
геновского излучения в связи с потерями света при переносе изобра;
жения на фотокатод оптического ЭОП с относительно невысоким
коэффициентом усиления. Вместо этого в УРИ «Декаликс» предусмот-
рена фоторегистрация изображения с экрана дополнительного видео-
контрольного устройства с кинескопом повышенной яркости. Качество
такого изображения, однако, существенно хуже, чем качество фото-
снимка с выходного экрана РЭОП. Примерение усилителей яркости
рентгеновского изображения за счет использования телевизионной сис-
темы позволило отдалить экран наблюдения от объекта исследова-
ния, в связи с чем стало возможным создание телеуправляемых пово-
ротных столов-штативов.
Дальнейшее развитие усилителей яркости рентгеновского изобра-
жения связано с улучшением рентгено-оптического преобразования,
созданием более совершенных электронно-оптических и телевизионных
систем, а также с введением смысловой обработки телевизионных сиг-
налов и выводом информации на ЭВМ. В настоящее время для УРИ
уже созданы более совершенные рентгеновские экраны на основе йоди-
стого цезия, обеспечивающие высокое поглощение рентгеновских лучей
при повышенной-' разрешающей способности для снимков (типа RBV
26/15Н фирмы «Сименс»). Разрабатываются новые типы электронно-
оптических усилителей и передающих телевизионных трубок, а также
телевизионные системы с повышенным стандартом разложения, на ос-
нове которых можно ожидать существенного повышения разрешающей
способности систем усиления яркости рентгеновского изображения.
Разработаны некоторые, пока еще не нашедшие широкого применения,
системы УРИ со смысловой обработкой телевизионных сигналов, свя-
занной с подавлением низких пространственных частот изображения
и подчеркиванием контуров деталей изображения. Следует ожидать
также дальнейшего совершенствования методик рентгенодиагностики,
основанных на более эффективном использовании существующих УРИ.
181
Глава VII
ФОРМИРОВАНИЕ ПОЛЯ ИЗЛУЧЕНИЯ
В состав рентгенодиагностического аппарата входит группа доста-
точно разнородных устройств, служащих для изменения потока излу-
чения, изменения качественного состава излучения и, наконец, для ре-
гулирования количества излучения, падающего на приемник излуче-
ния. Некоторые из этих устройств конструктивно принадлежат к шта-
тивным, некоторые входят как составные части в питающее устройство.
Тем не менее представляется целесообразным выделить устройства
формирования поля излучения в отдельную группу, так как только
комплекс мер по выбору оптимальной геометрии, качества и количест-
ва излучения приводит к наибольшей информативности рентгеновского
изображения при наименьшем уровне облучения во время исследова-
ния.
ДИАФРАГМЫ И ОТСЕИВАЮЩИЕ РЕШЕТКИ
Для ограничения пучка излучения рентгеновского излучателя и
формирования размеров поля облучения в рентгенодиагностических ап-
паратах применяют диафрагмирование рабочего пучка.
Диафрагмирование осуществляется изменением поперечного сече-
ния пучка с помощью поглотителей в форме прямоугольных пластин
из свинца, располагаемых в плоскости, перпендикулярной оси пучка
излучения. Устройства, изменяющие поперечное сечение пучка излу-
чения, в рентгенотехнике называют диафрагмами. Различают плоские
и объемные диафрагмы.
Плоскими называют диафрагмы с двумя парами диафрагмирующих
пластин (шторок). Шторки перемещаются в параллельных плоскостях,
ориентированных перпендикулярно к оси пучка излучения. Расстояние
между плоскостями, в которых перемещаются шторки, составляет 3—
6 мм, а расстояние от фокуса рентгеновской трубки до выходной пло-
скости диафрагмы — 50—150 мм. Схематическое устройство плоской
диафрагмы показано на рис. 82.
Критерием качества диафрагмирования является ширина полуте-
ни края поля облучения. Как видно из рис. 82, ширина полутени, обра-
зованная краем шторки, зависит от размеров диафрагмы и от опти-
ческих свойств излучателя.
Составляющие полутени подразделяются на геометрическую полу-
тень и полутень краевого эффекта.
182
Геометрическая составляющая полутени обусловлена Конечными
геометрическими размерами оптического фокуса рентгеновской трубки
и определяется известным соотношением [26]:
h — b-(F-0
г— f
где b — ширина оптического фокуса рентгеновской трубки; F — расстоя-
ние фокус-пленка; f — расстояние от фокуса трубки до выходной пло-
скости диафрагмы.
Составляющая геометрической полутени от афокального излучения,
возникающего вне фокуса трубки, в первом приближении определяется:
отношением:
' h —
а* f + d/2 ’
где d — диаметр анодного диска рентгеновской трубки.
183
Рис. 83. Схема глубинной диафрагмы.
/ — шторки первичной колимации; 2, 3 —
шторки защитные; 4 — шторки выходные; 5 —
зеркало светового указателя поля облучения.
Составляющая полутени от кра-
евого эффекта шторок диафрагмы
образуется в результате неодинако-
вого ослабления отдельных участков
расходящегося пучка излучения на
краю шторки
ь  tm-sina
икр	f	.
где tju — толщина шторки диафраг-
мы; a — угол между краем шторки
диафрагмы и крайним «лучом» пуч-
ка излучения.
Составляющей суммарной полу-
тени границ поля облучения явля-
ется и полутень, обусловленная диф-
фракцией рентгеновского излучения
на краях шторки диафрагмы. Одна-
ко порядок величины этой составля-
ющей полутени по сравнению с дру-
гими позволяет не учитывать эф-
фект диффракции в формировании
полутени границ поля облучения.
Анализ составляющих полутени
показывает, что для формирования
резких границ поля облучения при
данных размерах фокуса рентгенов-
ской трубки и данном расстоянии'
фокус — пленка необходимо увели-
чивать расстояние между фокусом
трубки и выходной плоскостью ди-
афрагмы. Однако при сохранении
одного и того же угла раскрытия
диафрагмы увеличение этого рассто-
яния приводит к нежелательному
увеличению поперечных размеров
диафрагмы. Кроме того, при увели-
чении расстояния пропорционально
должны быть увеличены размеры
шторок, и поэтому значительно воз-
растает интенсивность излучения,
рассеянного шторками.
Компромиссным решением является применение объемных (глубин-
ных) диафрагм, в которых по ходу пучка излучения располагают не-
сколько пар шторок. Схематически такая диафрагма показана на
рис. 83. В данном случае наиболее эффективно располагать первую па-
ру шторок возможно ближе к фокусу трубки. При этом достигается
не только уменьшение суммарной полутени, но уменьшается и доля
184
Рис. 84. Схема автоматической диафрагмы, совмещенной с рентгеновским экспономет-
ром, датчик — экран для просвечивания.
/ — объект исследования; 2 — отсеивающая решетка; 3 — флюоресцентный экран; 4 —объектив;
5 — фотоэлектронный умножитель.
рассеянного излучения в используемом пучке излучения. Диафрагмы
такого типа называют также антидиффузными: удаленные от фокуса
шторки ослабляют рассеянное излучение, образующееся при прохожде-
нии пучка по глубине (длине) диафрагмы в направлении распространен
ния пучка. Глубинные диафрагмы без шторок, расположенных в непо-
средственной близости от фокуса рентгеновской трубки, не являются
антидиффузными в этом смысле, поскольку уменьшают интенсивность
рассеянного излучения в диафрагме незначительно. Для ориентации
приемника излучения относительно оси пучка излучения современные
диафрагмы снабжаются световым оптическим центратором (указате-
лем) поля облучения. Применение светового указателя размеров поля
облучения позволяет рационально ограничить сечение пучка излучения
размерами исследуемого объекта.
Формирование поля облучения в рентгенодиагностическом аппара-
те производится в расходящемся пучке излучения. Поэтому при изме-
нении расстояния от фокуса рентгеновской трубки до плоскости прием-
ника излучения размер поля облучения изменяется при заданном рас-
крытии шторок диафрагмы.
Для того чтобы поддерживать постоянным размер поля облучения
при рентгеноскопии в случае продольного перемещения экрано-снимоч-
ного устройства относительно фокуса рентгеновской трубки, в аппара-
тах вводится электрическая или механическая связь между изменени-
ем фокусного расстояния, размером поля на экране и раскрытием што-
рок диафрагмы. Схема такой связи для автоматического управления
диафрагмированием показана на рис. 84. При этом
IF.S
Рис. &5. Конструктивная схема автоматической диафрагмы поворотного стола-штатива.
где А — размер раскрытия шторок диафрагмы для размера поля облу-
чения В в плоскости приемника излучения при данном расстоянии f и
изменяющемся расстоянии F.
Диафрагмы с автоматическим управлением размеров поля облуче-
ния появились сравнительно недавно в штативах с дистанционным уп-
равлением (телеуправляемые штативы). Требуемое раскрытие шторок
в диафрагме устанавливается автоматически в зависимости от выбран-
ного формата пленки и фокусного расстояния. Одновременно с изме-
нением поля облучения вводится и ограничение пучка излучения за
объектом с помощью дополнительных тубусов на панели экрано-сни-
мочного устройства со стороны объекта. При этом форму и размеры
поля тубусов выбирают в соответствии с форматом снимка. Для огра-
ничения пучка излучения за объектом вместо сменных тубусов приме-
няют плоскую диафрагму непосредственно в экрано-снимочном устрой-
стве. В таком варианте ограничение сечения первичного пучка излуче-
ния производится диафрагмой на рентгеновском излучателе, а огра-
ничение пучка за объектом, связанное с выбором формата снимка,—
плоской диафрагмой в экрано-снимочном устройстве.
Диафрагмирование пучка излучения непосредственно перед плен-
кой при наличии автоматической диафрагмы на излучателе существен-
но улучшает ограничение поля облучения, так как диафрагма на излу-
чателе создает в плоскости приемника полутень тем большую, чем
больше фокусное расстояние F.
Автоматическое управление выдерживает заданный размер поля
облучения с определенной погрешностью. Эта погрешность для малого
телесного угла и большого фокусного расстояния может оказаться в
плоскости приемника излучения достаточно большой (до нескольких
сантиметров). Размеры плоской диафрагмы (или тубуса) устанавлива-
ются с помощью механического или электромеханического привода
только в зависимости от выбранного формата снимка, а благодаря ма-'
лому расстоянию от пленки такая диафрагма практически не образует
полутени и достаточно точно ограничивает размер снимка.
На рис 85 изображена конструктивная схема автоматической диаф-
рагмы поворотного стола-штатива. Формат прицельного снимка зада-
ется переключателем программы 1 (или для телеуправляемого штати-
ва— на дистанционном пульте управления). В зависимости от положе-
ния переключателя 1 устанавливаются шторки плоской диафрагмы 2
(или вводится тубус соответствующего размера 3). Опорное напряже-
ние, заданное положением переключателя 1, вводится в систему авто-
матического управления диафрагмой на излучателе. При этом двига-
тель 4 привода шторок 5 отрабатывает сигнал рассогласования до тех
пор, пока положение шторок не окажется соответствующим заданному
формату снимка. Потенциометр 6 вводит поправку на изменение фокус-
ного расстояния.
Применение автоматических диафрагм значительно снижает уро-
вень облучения при исследовании и упрощает обслуживание штатива
медицинским персоналом. Наиболее полно преимущества автоматиче-
ской диафрагмы проявляются в телеуправляемых штативах.
К устройствам для ограничения рассеянного излучения относятся
отсеивающие растры.
Для уменьшения влияния рассеянного излучения по возможности
стремятся уменьшить поле облучения. Известно, что прицельные сним-
ки гораздо контрастнее обзорных. Применяя компрессию, уменьшают
тем самым толщину объекта, что также уменьшает долю рассеянного
излучения. Кроме того, увеличивают расстояние между рассматривае-
мым объектом и приемником излучения. Однако наибольший эффект
может быть достигнут применением отсеивающего растра. Принцип
действия отсеивающей решетки хорошо известен [26]. Отсеивающий
растр помещается мржду исследуемым объектом и приемником излу-
чения (рис. 86). Свинцовые ламели растра ориентированы на фокус
рентгеновской трубки при определенном фокусном расстоянии. Прост-
ранство между свинцовыми ламелями обычно заполняется материалом
с малым атомным номером, пропускающим практически без ослабле-
ния пучок первичного рентгеновского излучения. Поскольку излуче-
ние, рассеянное объектом, не имеет определенной направленности, ос-
новная его часть поглощается свинцовыми ламелями. Чтобы избежать
изображения свинцовых ламелей на экспонируемом фотоматериале,
растр перед снимком проводят в движение. Во избежание стробоско-
пического эффекта скорость движения растра выбирается переменной.
Наибольшее распространение в рентгенодиагностических аппаратах
имеют растры с фокусным расстоянием 70 и 100 см. Первые обычно
187
Рис. 86. Отсеивающий растр.
F — фокусное расстояние; do— ширина свинцовой ламели; Dn — ширина промежутков между
hp
свинцовыми ламелями; — высота свинцовой ламелн; отношение растра — rp = -jy , частота
растра — N= —:---
dp+Dp
устанавливают в экрано-снимочном устройстве, вторые применяют в
столе и стойке для снимков. Следует иметь в виду, что при использова-
нии растра при фокусном расстоянии, отличном от номинального,
ухудшается его прозрачность, т. е. увеличивается ослабление излуче-
ния растром.
Отношение растра и его частота определяют эффективность растра.
Чем больше значение этих параметров, тем более эффективно растр
поглощает рассеянное излучение до экспонируемого материала и тем
более заметно улучшается контраст изображения. Однако увеличение
эффективности растра неизбежно увеличивает экспозицию, так как од-
новременно с поглощением рассеянного излучения ослабляется и пучок
первичного излучения. В табл. 16 представлены ориентировочные зна-
чения кратности возрастания экспозиции при использовании растра с
различным отношением. За , единицу условно выбрана экспозиция без
растра.
Практически без растра можно производить снимки органов относи-
тельно малой толщины. Обычно это снимки конечностей. Снимки лег-
ких без применения растра выполняют крайне редко. Все снимки без
188
Таблица 16
Кратность возрастания экспозиции при снимках с отсеивающим
растром (поле 30X30 см)
Условия снимка
I
Без растра С растром отношение 5: 1			1 3
То	же	7: 1	4
»	»	10: 1	5
»	»	15: 1	6
применения растра следует производить при достаточно жестком огра-
ничении поля облучения, так как с увеличением поля облучения доля
рассеянного излучения возрастает и ухудшается контраст изображения.
, РЕНТГЕНОЭКСПОНОМЕТРИЧЕСКИЕ ПРИБОРЫ
Для получения качественного изображения необходим правильный
выбор жесткости и экспозиционной дозы излучения.
Напряжение генерирования на рентгеновской трубке, определяющее
жесткость (проникающую способность) излучения, существенно влияет
на контраст рентгеновского изображения и в связи с этим выбирается
в качестве основного параметра в зависимости от исследуемого объек- •
да. Два других параметра, с помощью которых можно регулировать
экспозицию — анодный ток трубки и длительность выдержки,— связа-
ны обратной пропорциональной зависимостью.
Таблицы экспозиции
На основании обобщения экспериментальных данных созданы мно-
гочисленные таблицы экспозиций, рекомендующие выбор условий ис-
следования для конкретных типов усиливающих экранов и рентгенов-
ских пленок. Такие 'таблицы рассчитаны на исследование органов ус- '
редненной плотности на стандартном фокусном расстоянии. В них
обычно указываются поправки на экспозицию для обследуемых различ-
ной полноты.
Таблицы экспозиций пригодны для аппаратов, в которых форма на-
пряжения на трубке одинакова. В табл. 17 приведены как пример ре-
комендованные значения экспозиции аппарата РУМ-22 [21].	/
На рис. 87 приведены экспериментальные данные значений экспози-
ции [85]. Штриховой линией показаны данные таблицы экспозиции,
позволяющие ввести поправку на экспозицию в зависимости от толщи-
ны объекта. В данном случае рассматриваются снимки грудной клет-
ки. Точками' на графике обозначена действительно требуемая величина
экспозиции. Из графика видно, что при одной и той же плотности объ-
189
Рис. 87. Экспериментальные данные о со-
впадении экспозиции по табличным значе-
ниям.
- екта поизведение мАс, требуемое
для получения одинакового по-
- чернения пленки, колеблется от
. 12 до 45 мАс для объекта толщи-
ной 20 см и от 16 до 75 мАс для
объекта толщиной 25 см.
Использование таблиц экспо-
зиции вследствие субъективной
оценки плотности обследуемого
объекта не исключает возможно-
сти ошибочного выбора условий
исследований. >
Таким образом, экспозиция
практически может отличаться
4 раза и отклоняться от значений
заданных таблицей, в 2J/2—3 раза.
Следовательно, для объектов оди-
наковой плотности при выборе
условий исследования по данным
таблиц экспозиции значительное
число рентгенограмм экспониру-
ется с ошибкой. На практике
ошибки определения экспозиции
частично нивелируются за счет
соответствующей коррекции вре-
менем проявления экспонирован-
ной пленки. Однако при этом неизбежно ухудшается качество рентгено-
граммы. Важно получить снимок исследуемого органа такого качества,
чтобы плотность почернения различных участков рентгенограммы нахо-
дилась на прямолинейном участке характеристической кривой пленки.
Таблица 17
Рекомендуемые значения экспозяцяя аппарата РУМ-22
Объект исследования	Плотность исследу- емого	Съемка при прямой проекции			Съемка при косой проекции		
		кВ	мАс	С	кВ	мАс	с
Пищевод	Полный	100	30	0,12	100	25	0,10
	Средний	83-91	30	0, 12	91	25	0,10
	Ниже среднего	76—83	25	0,10	76	20	0,08
Желудок	Полный	125	40	0,16	137	62	0,25
	Средний	112	30	0,12	125	40	0,16
	Ниже среднего	90—100	40	0,16	100—112	50	0,20
Кишечник	Полный	137	50	0,20	137	80	0,32
	Средний	125	50	0,20	137	62	0,25
	Ниже среднего	100—112	30	0,12	112	50	0,20
Желчный пузырь	Полный	125	40	0,15	137	50	0,20
	Сгедний	112	30	0,12	125	50	0,20
	Ниже среднего	91—100	40	0,16	112	40	0,16
190
Известно, что оптимальная плотность почернения рентгенограммы ко-
леблется в пределах 0,7—1,8, а коэффициент у рентгеновской пленки ра-
вен 3. Поэтому требования к точности выбора параметров, определяю-
щих условия экспонирования в рентгенографии, оказываются значитель-
но более жесткими, чем, например, в любительской фотографии.
Применение таблиц экспозиции с субъективной оценкой плотности
исследуемого объекта, как было показано выше, снижает диагностиче-
скую ценность рентгенограммы и практически исключает применение
нормализованного процесса фотообработки пленки. Дополнительные
трудности, связанные с применением таблиц экспозиции, обусловлены
тем, что персонал значительную часть времени должен тратить на вы-
бор уставок, определяющих экспозицию, в том случае, если по тем или
иным причинам снимок производится на фокусном расстоянии, отли-
чающемся от указанного в таблице экспозиции (обычно 70 или 100 см).
При этом пересчет экспозиции производят по формуле:
Y2
Qtp =Qh-4"-.	(164)
1 и
где QH — табличная величина экспозиции на данном фокусном расстоя-
нии; QTp — экспозиция на другом фокусном расстоянии.
Возможные ошибки определения экспозиции при этом очевидны.
Во-первых, эффективность и рентгенопрозрачность отсеивающего растх
ра в значительной степени зависит от фокусного расстояния; во-вторых,
при пересчете экспозиции не учитывается различный вклад рассеянно-
го излучения в экспозиционную дозу излучения в плоскости приемника
излучения в зависимости от размеров поля облучения. Влияние второго
фактора также будет заметным при снимках с увеличением, когда рас-
стояние между исследуемым объектом и приемником излучения боль-
ше, чем при снимках без увеличения.
. В некоторых случаях корректировку факторов, определяющих тре-
буемую экспозицию, произвести практически невозможно. В качестве
примера рассмотрим условия исследования подвижных органов на шта-
тиве с экрано-снимочным устройством. В данном случае внимание
рентгенолога сосредоточено на процессе диагностики. Выбирая опти-
мальные проекции съемки, он манипулирует экраноснимочным уст-
ройством, изменяя как фокусное расстояние, так и расстояние между
объектом и приемником излучения, поворачивая объект или применяя
компрессию области исследования. Естественно, что отвлекать внима-
ние рентгенолога на расчеты, связанные с выбором условий, крайне
нежелательно. Поэтому в большинстве случаев уставки, определяющие
требуемую экспозицию, выбирают заранее и корректировку их не про-
изводят. Возможность получения неудовлетворительных снимков при
этом существенно возрастает. Поэтому часто делают несколько снимков
в одной и той же проекции, но с различными параметрами. При этом
уровень облучения за исследование возрастает.
Особые трудности в определении экспозиции возникают при ис-
следовании детей. Исследуются дети, начиная с грудного возраста, по-
191
этому изменения толщины и плотности тканей учесть очень трудно.
Отсюда весьма велика вероятность ошибок в определении экспозиции.
Таким образом, составленные на основании практического опыта
таблицы экспозиции, учитывающие наряду с другими факторами плот-
ность объекта, следует рассматривать только как вспомогательные
ориентировочные данные [94].
Основным средством определения экспозиции следует считать рент-
геновские автоматические реле экспозиции, позволяющие заменить
субъективную оценку объективным измерением. 
Автоматические реле экспозиции
Автоматическое реле экспозиции (рентгеновский экспонометр) реги-
стрирует дозу излучения, падающую на приемник излучения — флюо-
ресцирующий экран (при флюорографии) или пленку с усиливающими
экранами (при прямой рентгенографии) — и формирует сигнал на от-
ключение высокого напряжения на рентгеновской трубке после прохож-
дения через приемник дозы ’ излучения, соответствующей заданному
уровню почернения фотоматериала.
Реле экспозиции состоит из датчика, регистрирующего дозу излуче-
ния, которая падает на приемник, электронного блока для обработки
сигнала датчика и коммутирующего устройства, выключающего глав-'
ную цепь рентгеновского аппарата.
В настоящее время в рентгенодиагностике широко используются два
вида экспонометров — фотометрический и ионизационный [89].
Фотометрический рентгеноэкспонометр применяется в рентгено-
флюорографических аппаратах, а также при снимках с использовани-
ем усилителя рентгеновского изображения. Схема работы фотометриче-
ского экспонометра применительно к флюорографической установке
показана на рис. 88 [36].
Рентгеновское излучение, проходя через исследуемый объект 1, воз-
буждает флюоресцентный экран 2. Световой поток флюоресцирующего
Рис. 88. Схема фотоэлектрического экспонометра для флюорографии.
192
экрана одновременно воздействует как на флюорографическую плен-
ку 3, так и на фотокатод ФЭУ 4. Спектр светового излучения флюоро-
графического экрана не зависит от эффективной энергии возбуждающе-
го его рентгеновского излучения. Следовательно, отношение интеграль-
ной спектральной чувствительности флюорографической пленки и
фотокатода ФЭУ остается постоянным при различных условиях облу-
чения и не зависит от схемы питания рентгеновской трубки и толщины
исследуемого объекта.
Выше сказанное иллюстрируется следующим соотношением:
i4,(t)dt=K1E(t)dt.	(165)
Выражение 165 показывает, что между фототоком ФЭУ 1ф(t) и ос-
вещенностью флюорографической пленки E(t), независимо от условий
облучения, существует пропорциональная зависимость. Предварительно
оговорим, что ФЭУ работает не в режиме насыщения, т. е. соблюла-,
ется пропорциональная зависимость между освещенностью фотокатода,
и током ФЭУ, а также между фототоком и анодным током ФЭУ.
Приняв коэффициент усиления ФЭУ равным Ау, получим соотно-
шение между фототоком и анодным током ФЭУ:
i*(t)dt=J-.ia4)(t)dt,	(166)
где ia$ — анодный ток на выходе ФЭУ. Уравнение 165 при этом примет
вид
4(t)dt=K2E(t)dt.	(167) Ц
Интегрируя уравнения по времени, получим, что количество электри-.
чества Q, накопленное емкостью С на выходе ФЭУ, будет пропорцио-
нально экспозиции, полученной флюорографической пленкой
Q=K2H.	(168)
При получении емкости-С заряда Q подается сигнал на окончание экс-
позиции.
Техническое осуществление этой зависимости не представляет осо-
бых трудностей. Правда мы предполагали, что правая и левая части
уравнения 167 интегрируются в одинаковых пределах времени. Одна-i
ко реальные электрические и коммутационные схемы обладают инер-
ционностью и, следовательно, необходим определенный интервал време-
ни для передачи команды от приемника излучения до исполнительного
устройства. Учитывая инерционность системы, интеграл выражения
(167) запишем в виде
t	t+M
J ia(t) dt=K2 J E(t) dt.	(169)
о	о
13—233	193
Рис. 89. Варианты поло-
жения приемника излуче-
ния реле экспозиции при
прямой рентгенографии.
1, 3 — приемник излуче-
ния; 2 — кассета.
Очевидно, что величина переэкспозиции флюорографической пленки,
вызванная инерционностью системы, будет определяться следующим
выражением:
At.
AH=jE(t)dt.	(170)
t
Принцип работы автоматического реле экспозиции для рентгеногра-
фии мало чем отличается от описанного. Однако световой поток от
плотно прилегающих к рентгеновской пленке усиливающих экранов не-
возможно вывести непосредственно на приемник излучения. Поэтому
в рентгенодиагностических аппаратах общего назначения приемник из-
лучения должен реагировать непосредственно на рентгеновское излу-
чение. Такой приемник располагается либо перед кассетой с пленкой,
либо за кассетой (рис. 89).
При установке приемников излучения перед кассетой, независимо
от типа приемника излучения, необходимо по возможности уменьшить
его толщину, так как увеличение толщины приемника излучения, нахо-
дящегося между исследуемым объектом и экспонируемым материалом,
приводит к увеличению геометрической нерезкости. Кроме того, необ-
ходимо стремиться, чтобы приемник излучения был максимально рент-
генопрозрачен и его введение в поле снимка не приводило к заметно-
му возрастанию уровня облучения при рентгенодиагностическом иссле-
довании.
Габаритные размеры приемника излучения должны, обеспечивать
применение всех типов рентгеновских кассет, при этом на рентгенограм-
ме не должно быть видимых теней от конструктивных элементов при-
емника излучения, а также от его собирающих полей.
Если расположить приемник излучения за кассетой с фотоматериа-
лом, все перечисленные требования отпадают. Однако возникают новые
существенные трудности. Так, при просвечивании, когда приемник из-
лучения экспонометра установлен в экраноснимочном устройстве, при-
194
Рис. 90. Схема применения усилителя рентгеновского изображения в качестве прием-
ника излучения реле экспозиции фотометрического типа.
1 — объект; 2 — ЭСУ; 3 — кассета; 4 — усилитель рентгеновского изображения; 5 — передающая
оптика; 6 — фотоприемник.
емник необходимо выводить из поля облучения и, наоборот, вводить
при переходе от просвечивания к снимкам. Следует отметить, что это
'требование отпадает, если в качестве приемника рентгеновского излу-
чения использовать непосредственно экран для просвечивания [126].
Принципиальная схема такого экспонометра приведена на рис. 88.
Рентгеновское излучение 1 за исследуемым объектом воздействует на
рентгеновскую пленку в кассете 2. Во времени экспозицйи пленки све-
чение экрана 3 с помощью фокусирующей оптики 4 передается на при-
емник излучения фотоэкспонометра 5, который в свою очередь дает
сигнал об окончании экспозиции после получения пленкой требуемой
экспозиционной дозы излучения.
Аналогичный вариант используется фирмой «Тосиба» (Япония)
лишь с той разницей, что вместо свечения флюоресцентного экрана
применяется свечение выходного экрана усилителя рентгеновского изо-
бражения. Схема экспонометра представлена на рис. 90. Подобные
схемы размещения датчика экспонометра не находят, однако, широкого
применения, поскольку согласовать чувствительность фотоматериала й
приемника рентгеновского излучения, расположенного за кассетой с
экранами, чрезвычайно трудно. Дело в том, что спектр рентгеновского
излучения, падающего на систему экран — пленка существенно отлича-
ется от спектра, падающего на приемник экспонометра. Кассета с уси-
ливающими экранами в данном случае является дополнительным
фильтром для излучения падающего на приемник экспонометра. Два
экрана типа «Стандарт» эквивалентны по ослаблению 6 мм А1 практи-.
чески во всем диапазоне энергий, применяемых в рентгенодиагностике.
Однако учесть, на сколько такая фильтрация сдвинет спектр излучения,
падающего на приемник, относительно спектра излучения, падающего
на систему экран—пленка, весьма сложно. В первом приближении
сдвиг эффективной энергии для случая расположения приемника рент-
13*	.	4	'	13&.
Рис. 91. Изменение чувствительности
системы экран—пленка от энергии излу-
чения (94).
геновского излучения за кассетой с
фотоматериалом можно предста-
вить в следующем виде:
-AW3W,=f(Va/6).f(61),	(171)
где Д'ДОэфф— разность эффективной
энергии рентгеновского излучения в
плоскости кассеты с фотоматериа-
лом и в плоскости приемника излу-
чения экспонометра; Vа — напряже-
ние на рентгеновской трубке; б —
фильтрация излучения собственным
и дополнительным фильтром и ис-
следуемым объектом; 61 — фильт-
рация излучения кассетой с усили-
вающими экранами.
Знак минус перед ДХ\7Эфф пока-
зывает, что эффективная энергия
излучения в плоскости кассеты все-
гда меньше, чем эффективная энер-
гия излучения в плоскости приемни-
ка экспонометра за ней.
Из выражения 171 следует, что
МУафф—>0 при 61—И). Однако это
условие выполнить практически не-
возможно, так как фильтрация из-
лучения усиливающими экранами
все же достаточно велика.
В тех случаях, когда фильтрация излучения экспонируемым мате-
риалом несущественна, возможно расположить приемник излучения
экспонометра за экспонируемым материалом, как, например, при мам-
мографии, когда снимок производят на рентгеновскую пленку без уси-
ливающих экранов.
При снимках с усиливающими экранами следует-отдать предпочте-
ние варианту расположения приемника рентгеновского излучения экс-
понометра перед кассетой. В этом случае выражение (171) примет вид:
W9W=f(Va/6).f(62),
(172)
где 6г — фильтрация излучения приемником излучения экспонометра,
расположенного перед кассетой с фотоматериалом.
Бестеневые ионизационные камеры, устанавливаемые перед кассе-
той с пленкой, имеют алюминиевый эквивалент поглощения 0,6Ч-1ммА1.
При этом,1 очевидно, изменение эффективной энергии излучения незна-
чительно, и, следовательно, при согласовании чувствительности прием-
ника излучения экспонометра с чувствительностью системы экран —
пленка можно пренебречь разностью энергии рентгеновского излучения,
196
обусловленной их взаимным расположением. Однако и в этом случае
задача согласования чувствительности представляется весьма сложной.
В какой степени изменяется чувствительность экспонируемого мате-
риала от энергии падающего рентгеновского излучения, хорошо видно
на рис. 91. Зависимость изменения чувствительности рентгеновской
пленки РМ-1, находящейся между двумя усиливающими экранами
«Стандарт», определяется в значительной степени энергетической за-
висимостью усиливающих экранов [35]. Представим эту зависимость
в виде общепринятого соотношения «хода с жесткостью»:
-A=f3(W^) или E,=P.f9(W3<M,),	(173)
где Еэ — интенсивность свечения усиливающих экранов; Р — мощность
дозы излучения, падающего на систему экран — пленка; \УЭфф—эффек-
тивная энергия излучения в плоскости экспонируемого фотоматериала.
В свою очередь приемник излучения экспонометра также обладает
«ходом с жесткостью».
4г=^эфф) или in=P-fn(W9M)),	(174)
где in — ток приемника излучения.
Подставив значения «хода с жесткостью» экспонируемого фотома-
териала и приемника излучения экспонометра в уравнение (165), най-
дем для рентгеновского экспонометра с собственным приемником излу-
чения:
к;=-п^г,	<175>
3 1э(«эфф) ’
где Кз—переменный коэффициент, определяющий относительный «ход
с жесткостью» фотоматериала и датчика экспонометра.
Подставляя (175) в уравнение (168) и заменив ia соответственно
током приемника излучения экспонометра, а Кг на Кз , получим об-
щую формулу для экспонометров рентгенодиагностических аппаратов
общего назначения^:
Q fn (\У3фф) rj
4“4(w3#) 'п
или
H = Q.	(176)
1	‘п(Мэфф)
Из уравнения (176) ясно, что для получения требуемой экспозиции
необходимо либо изменять заряд интегрирующей емкости в соответст-
вии с относительным «ходом с жесткостью» экранов и приемника излу-
чения экспонометра, либо согласовать «ход с жесткостью» приемника
излучейия экспонометра с «ходом с жесткостью» усиливающих экра-
нов.
W7
В последнем случае
(^эфф)
(^^Эфф)
=const.
(177)
Согласование «хода с жесткостью» камеры с «ходом с жесткостью»
силивающих экранов — задача нелегкая.
Процессы, происходящие в ионизационной камере под воздействи-
м рентгеновского излучения, достаточно сложны. Достаточно сказать,
то в общем виде ионизационные камеры экспонометров не удовлетво-
яют условиям Брегга—Грея. В этих камерах «ход с жесткостью» за-
исит не только от материала стенок камеры, но также и от расстояния
ежду стенками.
Для определения качественной характеристики «хода с жесткостью»
энизационных камер экспонометров с достаточной степенью точности
ожно воспользоваться выражением, заимствованным из [30]:
__ К eV P-KeZ ^ев
Р <0	• рКев ‘ Sez ’	{	’
te iK — ионизационный ток камеры экспонометра; Р — мощность дозы
злучения в плоскости ионизационной камеры экспонометра; V — изме-
ательный объем ионизационной камеры; е — заряд иона; p-Kez, р-кев —
тектронный коэффициент передачи энергии для вещества стенки с
томным номером Z и воздуха, соответственно; Sez, SeB — тормозная
юсобность на один электрон среды; К' — коэффициент пропорциональ-
эсти, со — работа ионизации 34 эВ.
Корректировка расчетных данных, полученных в соответствии с вы-
зжением (178), производится по результатам дозиметрии камеры и
зычно носит лишь количественный характер. При физическом согла-
>вании чувствительности камеры экспонометра с чувствительностью
шливающих экранов следует выбирать материал электродов камеры
атомным номером, близким к эффективному атомному номеру усили-
зющих экранов.
При рассмотрении характеристик приемников- излучения рентгенов-
ых экспонометров особое внимание следует отвести так называемым
эминантам [120].
В связи с тем что плотность почернения различных участков рентге-
звского изображения на пленке неодинакова, а при |рентгено-логиче-
:ом исследовании необходимо получить наибольшую информацию о
стоянии только интересующих областей изображения, «доминантных
зластей», то -под термином доминанта понимают часть рентгеновского
юбражения, имеющую наибольшую диагностическую ценность для
1нного исследования.
В соответствии с расположением доминантной области на рентге-
•грамме располагают чувствительные области на приемнике излуче-
1я экспонометра.
В настоящее время разработано несколько типов приемников излу-
ния, имеющих различные конфигурации доминантной области. Од-
1ко наибольшее распространение получили приемники излучения с
i
тремя измерительными полями
[121]. На рис. 92 показана иони-
зационная камера отечественно-
го автоматического реле экспози-
ции (экспонометра) РЭР-3. Два
крайних поля камеры включают
при снимках симметрично распо-
ложенных органов (почки, лег-
кие), центральное поле обычно
включают при снимках органов,
расположенных по оси симметрии
человека (череп, желудок, позво-
ночник и т. д.), а также при при-
цельных. снимках; для обзорных
снимков на больших форматах Рис. 92. Внешний вид ионизационной каме-
пленки обычно включают два Ры Реле экспозиции РЭР-3.
поля (центральное и одно из
крайних) или все три [9].
Выбирая поля камеры, необходимо иметь в виду, что площадь поля
камеры должна быть достаточно большой, чтобы охватить среднюю ве-
личину важных участков снимка при всех видах рентгенографии. В то
же время размеры камеры не должны быть больше, чем самая малая
доминантная область, так как в противном случае к доминанте могут
примкнуть участки снимка иной плотности почернения. И в том, и в
другом случае диагностическая ценность снимка может существенно
уменьшиться. Не меньшее внимание следует уделять и взаимному рас-
положению полей камеры экспонометра, так как крайние поля не долж-
ны перекрываться проекциями частей объекта, расположенными по оси
объекта. Например, если в случае прямого снимка легких проекция
грудины или сердца накладывается на крайнее измерительное поле
камеры экспонометра, снимок окажется переэкспонированным.
Удовлетворить всем требованиям, предъявляемым к положению,
конфигурации и площади измерительного поля, с помощью одйого
приемника излучения’ крайне трудно. Поэтому реле экспозиции обычно
снабжаются набором' приемников излучения, предназначенных для
различных видов рентгенологического исследования [90].	'
Включение экспонометра в главную цепь
.	аппарата
При работе рентгеновского аппарата совместно с автоматическим
реле экспозиции особые требования предъявляются к быстродействию
коммутационных устройств главной цепи аппарата.
В общем случае наибольшее допустимое время коммутации в глав-
ной цепи можно определить с помощью следующей формулы:
/ _ As
tA=to\10 v -1
(179)
199
где to — время для получения оптимальной плотности почернения; AS—
допустимая величина превышения плотности почернения над оптималь- /
ной (обычно равной 0,25—0,3); у — коэффициент контрастности экспо-
нируемого материала.
В табл. 18 приведено допустимое время коммутационной задержки
для фотоматериалов, применяемых в рентгенодиагностике.
Таблица 18
Допустимое время коммутационных задержек (с)
Время экспози- ции, с	Экспонируемый материал			Селеновая пла- стина у=0,75
	РМ-1 Т=з	РМ-6 у=»3,5	РФ-3 Y=l,7	
1-Ю-3	2,6  10-4	2,2-Ю"4				
3-Ю-3	7,8-Ю-4	6,6- 10"4	—		
1 • IO"2	2,6-Ю-3	2,2-Ю-3 '	5-Ю-3	1,5-10-2
2•10-2	5,2 10-3	4,4-Ю-3	1-Ю-2	3,0-10-2
4  IO”2	10,4-Ю”3	8,8-10“3	2-Ю"2	6,0-10-2
10"1	2,6-10-2	2,2-Ю-2	5-Ю-2	1,5-10-1
По данным табл. 18 можно судить о том, что наиболее жестки^
требования, с точки зрения быстродействия, предъявляются к рентге-
нодиагностическим аппаратам общего назначения, так как при рентге-
нографии обычно используют рентгеновскую пленку типа РМ-1 с чув-
ствительностью от 400 до 600 Р-1 и высоким коэффициентом контраст-
ности. Для селеновых пластин требования к быстродействию
существенно ниже, так как чувствительность селеновых пластин около
100 р-1, а экспозиция соответственно оказывается в 6 раз большей,
чем при снимках с рентгеновской пленкой. Коммутационная задержка
здесь может быть увеличена еще в несколько раз из-за сравнительно
малого коэффициента контрастности электрорентгенографических ма-
териалов.
При работе с флюорографической пленкой РФ-3 с чувствительно-
стью 9004-700 Р-1 и у= 1,8—1,6 требования к коммутационной задерж-
ке^также несколько ниже, чем при прямой рентгенографии на пленку
Снижение времени коммутации является не только проблемой рент-
геновского экспонометра, а также зависит и от характеристик главной
цепи рентгеновского аппарата. Так, если при работе аппарата с реле
времени коммутационные задержки автоматически учитываются при
градуировке аппарата, то при работе с рентгеновским экспонометром
учет задержек крайне затруднен. Особенно большие погрешности в
плотности почернения могут возникать при малых выдержках времени.
Анализ показывает, что несинхронная коммутация главной цепи
обеспечивает наименьшую задержку от момента подачи сигнала экспо-
нометра на отключение аппарата до момента выключения высокого на-
200
Рис. 93. Схема ком-
пенсации времейи
коммутационных за-
держек с помощью
активного сопротивле-
ния.
ИК — ионизационная
камера; С — интегрирую-
щая емкость; ем-
кость собирающего элек-
трода ионизационной ка-
меры и емкость монтажа.
пряжения на рентгеновской трубке, а бесконтактная коммутация умень-
шает задержку до 0,001 с.
При синхронной коммутации достигнуть столь малого времени за-
держки не представляется возможным. Наименьшее время задержки
составляет 0,01 с в аппаратах с однофазным и 0,0083 с в аппаратах с
трехфазным выпрямлением.
Особый интерес представляют схемы компенсации задержки ком-
мутационных систем аппарата и экспонометра. На рис. 93 представле-
на схема такой компенсации. Величина компенсационного сопротивле-
ния R, включенного последовательно с интегрирующей емкостью- С,
выбирается в зависимости от времени коммутационных задержек уст-
ройств главной цепи аппарата и экспонометра, но не учитывает емкость
камеры экспонометра.
В случае если усилитель ионизационной камеры работает в линей-
ном режиме, компенсацию задержки коммутации лучше осуществлять
•на выходе усилителя с помощью индуктивности, включенной последо-
вательно с анодной нагрузкой. При этом автоматически учитывается и
емкость камеры.
Описанные схемы компенсации коммутационных задержек приемле-
мы лишь при незначительных пульсациях рентгеновского излучения
(не более 10—15%)- При больших пульсациях такие схемы приводят^
к существенным ошибкам экспозиции.
АВТОМАТИЧЕСКОЕ РЕЛЕ ЭКСПОЗИЦИИ РЭР-3
Отечественной промышленностью серийно выпускается рен1генов-
ский экспонометр ионизационного типа РЭР-3 (реле экспозиции рентге-
новское) с трехпольной ионизационной камерой.
Рентгеновский экспонометр выпускается в двух вариантах:
а) автономный пульт управления и набор из трех трехпольных иониза^
ционных камер. Этот вариант предназначен для аппаратов, в которых
управление экспонометром с пульта управления аппарата не преду-
смотрено;
201
Рис. 94. Принципиальная схема связи реле экспозиции с аппаратом.
б) блок, встраиваемый в пульт управления аппаратом (аппарат
РУМ-20).
На рис. 94 представлена структурная схема связи экспонометра с
рентгеновским аппаратом. При выборе напряжения электрический ком-
пенсатор «хода с жесткостью» К срабатывает автоматически. Выбор
плотности почернения в соответствии с чувствительностью пленки за-
дается регулятором РП.
Компенсация «хода с жесткостью» и выбор плотности почернения
определяются заданным напряжением интегрирующей емкости С,
которая постоянно соединена с собирающим электродом ионизационной
камеры ИК и сеткой электрометрической лампы, входящей в первый
каскад усилителя постоянного тока УПТ.
При нажатии кнопки включения высокого напряжения при сним-
ках на пульте управления рентгеновским аппаратом до первого упора,
одновременно с подготовкой элементов и цепей аппарата к снимку,
дается команда подготовки к снимку и рентгеновскому экспонометру.
Катушка реле Р обесточивается и контакт реле Р размыкается. Экспо-
нометр готов к снимку. Нажатие кнопки снимков до второго упора по-
дает высокое напряжение на рентгеновскую трубку. Рентгеновское
излучение, прошедшее через объект, ионизирует межэлектродное про-
странство ионизационной камеры и в рабочем объеме камеры создает-
ся ионизационный ток, обусловленный напряжением источника пита-
ния УП. Конденсатор С разряжается ионизационным током до величи-
ны напряжения срабатывания порогового элемента. Сигнал срабатыва-
ния усиливается с помощью УПТ и подается на командное устройство
КУ, выдающее сигнал окончания снимка.
На рис. 95 показан принцип работы схемы электрической компенса-
ции «хода с жесткостью» в рентгеновском экспонометре РЭР-3.
202
Рис. 95. Принципиальная схема электрической компенсации «хода с жесткостью» ре-
ле экспозиции РЭР-3.
Отрицательное напряжение Uc, подаваемое на интегрирующую ем-
кость С, одновременно запирающее электрометрическую лампу Л пер-
вого каскада усиления, поступает от делителя RVi—RVn . Плата сопро-
тивлений делителя совмещена с переключателем уставок напряжения
рентгеновского аппарата так, что при переключении уставки соответст-
венно изменяется напряжение, заряжающее интегрирующую емкость.
•Полное напряжение, подаваемое на интегрирующую емкость С,
можно записать в следующем виде:
• _UC=U'P4-Uo + Uvi,	(180)
где U'p —напряжение срабатывания командного устройства, приведен-
ное к сетке электрометрической лампы; Uvi — дополнительное напря-
жение смещения, рассчитанное из сопоставления «хода с жесткостью»
усиливающих экранов и ионизационной камеры рентгеновского экспо-
нометра; Uo — вольтодобавка к начальному напряжению UcP, выбран-
ная с учетом чувствительности пленки;
u0=k83-3,33.io-10-^-d0,
где Кзз— коэффициент, учитывающий «ход с жесткостью» ионизацион-
ной камеры рентгеновского экспонометра относительно воздухоэквива-
лентной камеры при напряжении 83 кВ; V — объем ионизационной ка-
меры в см3; С — емкость интегрирующего конденсатора в фарадах;
203
Do — экспозиционная доза излучения, необходимая для образования?
плотности почернения, равной единице, при 83 кВ на рентгеновской'
трубке.	;
Дополнительное напряжение смещения Uvl определяется выражени-
ем:
или
uvi=u0
Ip-tp
Ivi’Ivi
где Io — интенсивность свечения двух усиливающих экранов при на-
пряжении 83 кВ; Ivl— интенсивность свечения экранов при соответст-
вующей установке напряжения на пульте управления рентгеновского’
аппарата; io — ионизационный ток камеры экспонометра при напряже-
нии 83 кВ; ivi—ионизационный ток камеры при соответствующей уста-
новке напряжения на пульте управления; t0, tvl — время срабатывания)
рентгеновского экспонометра, соответствующее 10 и Ivi-
Подставив Uo и Uvi в уравнение (180), получим окончательное вы- :
ражение, связывающее напряжение интегрирующей емкости с чув-м
ствительностью пленки во всем диапазоне напряжения генерированиям
рентгеновского излучения:
Uc=U'p + K83-3,33.I0-lo^-Do4^.	'
Возможен и другой вариант электрической компенсации «хода с
жесткостью». На вход порогового устройства устанавливается переклю-
чатель с переменной активной нагрузкой. Переключатель рассчитан с ‘
учетом «хода с жесткостью» экранов и ионизационной камеры, а напря- «
жение на интегрирующей емкости задается постоянным. В частном слу- J
чае перед началом экспозиции напряжение на интегрирующей емкости '
может быть равно нулю. Необходимым условием этого варианта кор-'
рекции «хода с жесткостью» является лцнейность характеристики уси- '
лителя ионизационного тока камеры.
В рентгеновском экспонометре РЭР-3 настройка чувствительности ;
при изменении типа усиливающих экранов или использовании рентге- ;
новской пленки различной чувствительности осуществляется изменени- ;
ем начального значения напряжения смещения на интегрирующей ем-1
кости. Практически настройка осуществляется переключателем, уста- '
навливаемым на пульте управления рентгеновским аппаратом.
Переключатель имеет девять положений (—4, —3, —2, —1, —0, +1, 1
+2, +3, +4), отличие в чувствительности между соседними положе- )
ниями переключателя составляет 25%.
Ионизационные камеры комплекта РЭР-3 выполняются двух разме-
ров. Одна из них, меньшая, устанавливается в экрано-снимочное уст- ;
ройство поворотного штатива, две другие — в решетку стола снимков )
и решетку стойки для вертикальных снимков.	з
Выбор измерительных полей ионизационной камеры экспонометра
производится с пульта управления аппарата или экспонометра в зави-
симости от варианта исполнения. При выборе напряжения, работая с *
реле экспозиции, следует учитывать, кроме общих соображений выбора
условий исследования, следующее. Инерционность коммутирующих
элементов главной цепи рентгеновского аппарата РУМ.-20 и самого
экспонометра может привести к тому, что при выдержке менее 0,04 с
плотность почернения рентгенограммы будет повышена по сравнению
с установленным значением плотности. Исходя из этого обстоятельства,
при работе с рентгеновским экспонометром не следует без крайней
необходимости повышать напряжение на трубке, поскольку это может
потребовать выдержки времени менее 0,04 с.
В аппаратах РУМ-20, выпускаемых с 1976 г., благодаря усовершен-
ствованию реле времени, можно применять автоматический рентге-
ноэкспонометр, начиная с выдержек времени 0,02 с.
Особое внимание следует обратить на технику выполнения снимков
при заполнении исследуемых органов контрастным веществом.
Для получения качественного обзорного снимка пищевода с частич-
ным заполнением барием необходимо смещать центральное измеритель- ,
ное поле камеры экспонометра влево или вправо от области, заполнен-
ной барием, либо включать комбинацию из центрального и правого из-
мерительных полей.
Рентгеновский экспонометр позволяет получить качественные при-
цельные снимки желудка, на которых регистрируется до 70% области,
заполненной контрастным веществом (барием), при этом, однако,
следует устанавливать малую плотность почернения (установки —2, 
-3).
Опыт работы с рентгеновским экспонометром показал, что основ-
ная причина получения рентгенограмм неудовлетворительного качест-
ва объясняется нарушением процесса обработки пленки. Пленка долж-
на обрабатываться проявителем стандартного качества при определен-
ной температуре и времени. Эти условия лучше всего обеспечиваются
применением автоматической проявочной машины.
СТАБИЛИЗАЦИЯ ЯРКОСТИ РЕНТГЕНОВСКОГО ИЗОБРАЖЕНИЯ
К устройствам для формирования поля излучения относятся также
системы стабилизации яркости, применяемые в усилителях рентгенов-
ского изображения. Оптимальным режимом с точки зрения качества
изображения является режим поддерживания определенного уровня
яркости на входном экране УРИ. Для создания такого режима служат
системы, автоматически стабилизирующие яркость изображения на
входном экране на заданном уровне независимо от изменения плотно-
сти объекта исследования.
В качестве датчика в системах стабилизации яркости используется
либо фотоэлектронный умножитель (ФЭУ), на который отводится
часть светового потока от выходного экрана ЭОП к телевизионной пе-
редающей трубке, либо непосредственно видеосигнал телевизионной
295
системы. Электрический сигнал с датчика, пропорциональный яркости,
поступает в систему автоматического регулирования и после сравне-
ния с опорным сигналом, пропорциональным заданному значению яр-
кости, воздействует на исполнительный элемент, который изменяет на-
пряжение на рентгеновской трубке или анодный ток трубки, или оба
параметра совместно.
Все, что говорилось о выборе доминанты для автоматического реле
экспозиции, в принципе справедливо и для системы стабилизации яр-
кости. Однако в силу технической сложности создания нескольких по-
лей в датчике яркости в качестве доминанты чаще всего используют
среднюю часть изображения площадью около 100X100 мм. Вследствие
этого при использовании ФЭУ необходимо устанавливать его в плоско-
сти оптического изображения и ограничивать размеры изображения
центральной областью. При использовании видеосигнала производится
интегрирование электрических сигналов интересующей части изобра-
жения.
Использование в качестве датчика телевизионного видеосигнала не
требует введения в оптический тракт ФЭУ, на который нужно отводить
часть светового потока, и позволяет обеспечить стабилизацию яркости
телевизионного изображения. Такая система используется, в частности,
в УРИ со световым ЭОП («Делкаликс»). На рис. 96 представлена
блок-схема системы стабилизации.
Оптический сигнал с выхода УРИ через оптическую систему посту-
пает на телевизионную передающую трубку ТС, где преобразуется в
электрические сигналы, идущие по кабелю в видеоконтрольное устрой-
ство (ВКУ) и формирующие на экране телевизионное изображение ис-
следуемого объекта О. Одновременно электрические сигналы с выхода
ТС поступают в электронный датчик яркости ДЯ, интегрирующий до-
минантную часть электрических сигналов и превращающий их в на-
пряжение, пропорциональное яркости. Далее это напряжение поступает
206
о
Рис. 97. Блок-схема системы стабилизации яркости выходного экрана УРИ.
на усилитель У, где сравнивается с опорным напряжением от блока, за-
дающего требуемый уровень яркости ЗЯ. Сигнал рассогласования уп-
равляет двигателем Д, перемещающим щетки регулировочного авто-
трансформатора АТ или резистора в цепи накала PH (или одновремен-
но и те и другие), изменяя высокое напряжение генераторного
устройства ГУ и ток трубки РТ до тех пор, пока яркость на входе УРИ
(а тем самым и уровень видеосигнала ТС) не станет равной заданному
значению. При этом сигнал рассогласования окажется равным нулю и
двигатель Д остановится.
В системах, использующих УРИ с РЭОП, обычно уже имеется фо-
тоэлектронный умножитель в качестве датчика для автоматического
фотоэкспонометра при снимках с экрана РЭОП. В таких системах этот
же датчик может быть использован для стабилизации яркости при
просвечивании с помощью телевизионного тракта, а также при рентге-
нокиносъемке с экрана усилителя. Может быть выполнен стабилизатор
яркости и с использованием двух датчиков: видеосигнала для просве-
чивания и ФЭУ для фотоснимков и рентгенокиносъемки.
На рис. 97 представлена блок-схема системы стабилизации с ФЭУ,
используемая при работе с усилителями фирм «Филипс» и «Сименс».
Отличие этой схемы состоит в том, что здесь сигналом, несущим
информацию о яркости входного экрана УРИ, является часть светового
потока, направленная с помощью полупрозрачного зеркала 3 на вход
ФЭУ. Оптический сигнал в фотоэлектронном умножителе преобразует-
ся в электрический, усиливается и поступает на вход блока сравнения
У. Основная часть светового потока проходит через полупрозрачное
зеркало на вход телевизионной системы.
В остальном эти схемы аналогичны.
Остановимся несколько подробнее на выборе регулируемой величи-
ны при стабилизации яркости. Как уже указывалось, яркость изобра-
жения может быть стабилизирована с помощью регулирования напря-
жения и тока рентгеновской трубки. Когда автоматически регулируется
напряжение, а ток устанавливается и остается постоянным в процессе
стабилизации, диапазон регулирования сохраняется достаточно широ-
ким. Если принять, что яркость входного экрана пропорциональна ии-
2в7
Рис. 98. Регулируемые пара-
метры системы стабилизации
яркости.
а — регулирование по напряже-
нию; б — регулирование по току;
в — регулирование по току и напря-
жению плавно; г — регулирование
по току и напряжению ступенчато.
тенсивности падающего на экран излучения, то диапазон регулирова-
ния яркости при изменении напряжения от 40 до 100 кВ примерно ра-
вен 100.
Регулирование анодного тока при постоянном заранее заданном
значении напряжения на трубке приводит к значительно меньшему ди-
апазону регулирования яркости. Нижним пределом тока, при котором
трубка работает устойчиво, является около 0,1 мА, верхнее значение
определяется допустимой нагрузкой трубки при просвечивании и со-
ставляет 3—5 мА.
Диапазон регулирования здесь составляет 30—50 в зависимости от
напряжения на трубке. При этом следует иметь в виду, что максималь-
ное значение тока целесообразно снижать в интересах уменьшения
уровня облучения.
Изложенные соображения показывают, что из двух регулируемых
величин выбор напряжения оказывается предпочтительным. Это под-
тверждает и опыт эксплуатации известных систем стабилизации ярко-
сти изображения.
Регулирование напряжения вместе с тем обладает одним сущест-
венным недостатком: при уменьшении анодного тока напряжение воз-
растает и может оказаться настолько большим, что это существенно
снизит контраст рентгеновского изображения. Кроме того, как показы-
вает опыт, даже диапазон регулирования яркости 100 не перекрывает
возможных диапазонов изменения плотности исследуемых объектов.
Для расширения диапазона применяется совместное регулирование на-
пряжения и тока.
208
На рис. 98 приведены четыре варианта регулирования параметров
рентгеновской трубки в системах стабилизации яркости изображения.
Кривые относятся к уже рассмотренным случаям раздельного регули-
рования напряжения (а) и тока (б). На кривой показан случай совме-
стного регулирования, когда напряжение и ток по мере возрастания
плотности объекта увеличиваются одновременно. Такая система исполь-
зована в стабилизаторе яркости фирмы «Сименс». Она имеет чрезвы-
чайно широкий диапазон и исключает возможность высокого уровня
облучения. Однако из-за малых значений тока при пониженных значе-
ниях напряжения такая система не создает оптимального контраста
изображения. Может быть реализован такой алгоритм регулирования
(г), когда напряжение на трубке изменяется ступенчато, а в пределах
каждой ступени изменение напряжения осуществляется в заданном
диапазоне регулирования тока. Система при том же диапазоне регу-
лирования, что в системе совместного регулирования (а), позволяет
при малых значениях напряжения использовать допустимый диапазон
изменения анодного тока и тем самым оптимизировать качество рент-
геновского изображения.
Для регулирования напряжения в стабилизаторах яркости исполь-
зуется обычно отдельный автотрансформатор со щетками, приводимы-
ми в движение сервоприводом. Для регулирования тока в цепи нака-
ла трубки при просвечивании может быть использован потенциометр
с движком, перемещаемым тем же сервоприводом, либо электронная
схема, изменяющая напряжение в цепи накала в зависимости от вход-
ного сигнала блока сравнения (например, изменением угла включения
тиристоров в цепи накала):
14-233
Глава VIII
ШТАТИВЫ РЕНТГЕНОВСКИХ АППАРАТОВ
Проекционный характер теневого рентгеновского изображения объ-
екта исследования предопределяет необходимость взаимной ориента-
ции объекта относительно источника и приемника излучения при рент-
геновском исследовании. Взаимное положение этих трех элементов оп-
ределяется методикой исследования и создается с помощью специальных
рентгенодиагностических устройств — штативов, осуществляющих ли-
нейные и угловые перемещения обследуемого, источника излучения и
приемника и их относительное согласованное перемещение в процессе-
исследования. Комплекс рентгенодиагностического устройства или уст-
ройств с другим необходимым оборудованием часто называют рабочим
местом применительно к определенной методике или области рентгено-
логического исследования. Очевидно, что рабочее место в общем слу-
чае может содержать любое число штативов, связанных между собой
требованиями методики исследования [41, 54].
Непрерывное совершенствование известных и появление новых ме-
тодик рентгенологического исследования приводит к разработке новых
и совершенствованию известных рентгенодиагностических устройств,
к постоянному обновлению штативов рентгенодиагностических аппа-
ратов.
Штативы в зависимости от назначения можно разделить на штати-
вы для общей (рутинной) диагностики (исследования легких, желудоч-
но-кишечного тракта и скелета) и штативы для специальных методик
исследований (контрастные, урологические и др.). Такое деление до-
статочно условно, так как современные штативы для общей диагностики
позволяют выполнять не только рутинные, но и некоторые специальные
виды исследований, например ангиографию и др. [76]. Штативные уст-
ройства также можно разделять по виду проекции исследования на мо-
нопозиционные (одноплоскостные) и полипозиционные (многоплоскост-
ные), по возможности передислокации — на стационарные и передвиж-
ные, по способу управления на дистанционные и штативы с ручным
управлением и т. д.
Примерная классификация рентгенодиагностических штативов по-
казана на схемах 1 и 2. Промышленное производство штативных уст-
ройств, а также их эксплуатация требуют определенной унифицикации.
Это позволяет повысить серийность изделий, уменьшить их стоимость и
210
Схема 1
Штативы для общей диагностики
S
а:
в:

ск
с непосред-
ственным
контактом
врача
и пациента
с возможностью дистанцион-
ного управления
3
полипозицион-
ные штативы
С ди- I
стан-i
цион-|
ным
управ-
лени-
ем .
штативы
для
крепления
излуча-
телей
улучшить качество. Кроме того, унификация и однотипность устройств
упрощает процесс обучения медицинского и технического персонала^
обслуживающего аппаратуру, ускоряет ремонт- и -обеспечиваем возМоЖ,}
ность изменения специализации рентгенодиагностических кабинетовв
процессе эксплуатации путем доукомплектования или частичнойзам^йН
штативов.	. . рЗйр»’'
14*'	' ИД
О
х
л>
S
w
Рис. 99. Поворотный стол-штатив «Редист-1» (РУМ.-20).
1 — стенка опорная; 2 — рама опорная; 3 — экраво-сннмочное устройство;
4 — отсеивающая решетка.
тальное (трохоскопия), в положение Тренделенбурга и в промежуточ-
ные (наклонные). Стационарные штативы обеспечивают такое
перемещение без вывода объекта из зоны обследования. В передвиж-
ных штативах при перемещении из одного крайнего положения в дру-
гое объект выводится из зоны обследования. В столе-штативе устанав-
ливается перемещающаяся вдоль штатива решетка с отсеивающим рас-
тром, что позволяет совмещать различные виды исследований — про-
свечивание, прицельные снимки и снимки скелета. Ряд поворотных
столов-штативов решеткой не комплектуется, однако многие из них
имеют направляющие для ее встраивания.
На рис. 99 показан общий вид и конструктивная схема поворотного
стола-штатива «Редист-1», входящего в комплект отечественного аппа-
рата РУМ-20 [2]. Штатив состоит из опорной стенки 1, опорно-пово-
ротной рамы с платформами продольного и поперечного перемещения 2,
214
экрано-снимочного устройства 3, подвижной отсеивающей решетки 4,
диафрагмы и излучателя (на рисунке не видны).
Рассмотрим основные возможности такого штатива. В штативе
обеспечивается поворот опорной стенки на 105° относительно вертика-
ли; платформа перемещается вдоль опорной стенки на ±50 см, а по-
перек опорной стенки в обе стороны от среднего положения на ±7 см.
Отсеивающая решетка перемещается вдоль платформы на 90 см. Эк-
рано-снимочное устройство (ЭСУ) перемещается вдоль платформы
электроприводом на 57 см от 108 до 165 см (от пола до центра ЭСУ)
и поперек опорной стенки вручную — на 12,5 см в обе стороны от оси
опорной стенки, а также по ходу пучка излучения от 18 до 50 см.
Обеспечивается поворот ЭСУ на 90° при вертикальном положении
опорной стенки для снимков на отсеивающую решетку, поворот рент-
геновского излучателя на 90° вокруг оси, параллельной оси излучателя.
Управление механизмом подачи кассет в ЭСУ осуществляется вручную
и от электропривода. Для защиты рабочего места рентгенолога от рас-
сеянного рентгеновского излучения в штативе предусмотрены пере-
движной и неподвижный фартуки на ЭСУ, а также откидывающаяся
защитная шторка с левой стороны опорной стенки.
Основание штатива выполнено в виде двух чугунных боковин, скреп-
ленных плитой. На плите расположен электродвигатель и редуктор,
связанные клиноременной передачей. Поворот опорной стенки осущест-
вляется при помощи зубчатого сектора. В основании установлены ко-
нечные выключатели крайних положений поворота штатива. Платфор-
мы штатива выполнены в виде двух металлических рам, нижняя рама
предназначена для продольных перемещений, а верхняя — для попе-
речных. Верхняя рама с панелью образует опорную стенку для обсле-
дуемого и перемещается вручную по направляющим, расположенным
на нижней раме перпендикулярно продольной оси штатива. Нижняя
рама соединена цепной передачей с электроприводом и перемещается
вдоль опорной рамы штатива. Панель опорной стенки стремятся мак-
симально приблизить к решетке, чтобы избежать увеличения изобра-
жения. С этой целью панель делают либо вогнутой, либо углубляют
ее. На раме штатива установлены две пары направляющих. По одной
паре перемещается отсеивающая решетка, по другой — каретка про-
дольного хода. Внутри каретки продольного хода перемещается ка-
ретка поперечного хода с двумя кронштейнами; на одном крепится
рентгеновский излучатель с диафрагмой, на втором — консоль с ка-
реткой. На каретку консоли устанавливается ЭСУ, которое уравнове-
шивается при горизонтальном и наклонном положениях опорной стенки
грузовым уравновешивателем, расположенным внутри консоли. Для
уравновешивания ЭСУ применена система полиспаста с отношением
1:2. Остальные подвижные части штатива уравновешиваются по вер-
тикали грузовым уравновешивателем, также выполненным по системе
полиспаста с отношением 1 :2; уравновешиватель перемещается внутри
специального каркаса, закрепленного с передней стороны опорной стен-
ки. Торможение кареток и рентгеновской решетки осуществляется
электромагнитными тормозами.
215


С задней стороны штатива на каретке поперечного хода укрепЛеш
узел поворота рентгеновского излучателя. Положение защитного ко-
жуха и рентгеновской трубки в нем определяется из условия получе-
ния на снимках легких (на ЭСУ или на вертикальной стойке) мини-
мальной геометрической нерезкости изображения верхушек легких.
Для этого излучатель необходимо располагать вертикально, а рентге-
новскую трубку в нем — анодом вверх.
Вследствие консольного закрепления ЭСУ штатив создает односто-
ронний (слева) подход больного и возможность исследования в лате-
ральной позиции.
Основным элементом поворотного стола-штатива является экрано-
снимочное устройство (ЭСУ), показатели которого во многом опреде-
ляют диагностические возможности штатива. Показатели ЭСУ услов-
но могут быть разделены на основные и вспомогательные. К основным,
показателям мы относим программу прицельных снимков, к вспомо-
гательным — показатели уровня механизации и автоматизации опера-
ций набора и исполнения программы снимков, вид привода перемеще-
ния кассеты в поле снимка и обратно и т. п.	;
На рис. 100 показан общий вид экрано-снимочного устройства шта-
тива «Редист-1». В металлической коробке корпуса ЭСУ размещены
механизмы перемещения каретки для подачи и возврата кассет, растр
с механизмами перемещения и качания, ионизационная камера' авто-
матического реле экспозиции, механизм набора и Исполнения програм-
мы прицельны^ снимков. В ЭСУ установлен экран для просвечивания
с рабочим полем 34X34 см, закрытый просвинцованным стеклом тол-
щиной 10 мм, со свинцовым эквивалентом 2,5 мм. Задняя стенка кор-
пуса ЭСУ также экранирована от излучения листовым свинцом. Рабочий:
пучок излучения (расстояние от задней стенки ЭСУ до наружной пло-
скости дежи штатива равно 25 см) при полном раскрытии шторок диа-
фрагмы не выходит за границы защитного поля ЭСУ. Этим создается
область экранирования от прямого и частично от рассеянного излуче-
ния за экрано-снимочным устройством [2, 21].
На рис. 101 приведена программа деления пленки при прицельных
снимках. Шаг горизонтального деления пленки одинаков и равен 12 см.
При делении пленки каретка проходит различное расстояние. Это 'до-
стигается соответственным расположением путевых выключателей, ко-
торые, выключают двигатель и включают электромагнит. Порядок рабо-
ты задается переключателем выбора программы деления пленки, р на-
чале движения каретки в рабочее поле происходит выключение высокого
напряжения просвечивания и электрические цепи аппарата переводятся
в режим подготовки снимка. Высокое напряжение при снимке может
включиться только после остановки каретки в рабочем поле. При про-
изводстве 4 снимков на кассету 18X24 кассета в каретке предваритель-
но опускается вниз, где фиксируется спусковым механизмом. Установка
кассет всех форматов в каретку возможна как справа, так и слева,,
кроме кассеты 35X35 см. Кассету 35X35 см можно установить только1
слева. Компрессионные тубусы закрепляются на тубусной панели (на
задней стенке ЭСУ), которая может быть установлена в поле снимка
217
Рис. 101. Программа прицельных снимков ЭСУ штатива «Редист-,1».
с помощью специальной ручки. Сменные тубусы образуют на пленке
поля облучения, ограниченные размерами тубусов (09 см, 012 см,
9X12 см, 12X35 см). В корпус ЭСУ также вмонтирован качающийся
отсеивающий растр с фокусным расстоянием 70 см. Описанное экрано-
снимочное устройство устанавливается на штативах среднего класса.
Экрано-снимочные устройства штативов более высокого класса созда-
ют большие диагностические возможности рентгенологического иссле-
дования. Важнейшими показателями здесь являются следующие:
а)	увеличение программы деления пленки, например, за счет деле-
ния пленки 24X30 см в горизонтальном положении на 2 поля (24Х
Х15 см) с шагом горизонтального деления 15 см, на 4 поля (12Х
Х15 см) с шагом вертикального деления 12 см и на 6 полей (12Х
ХЮ см) с шагом горизонтального деления 10 см. При этом деление
пленки 18X24 см на 4 поля (9X12 см) производится при вертикальном
положении, чтобы шаг деления был одинаков;
б)	возможность изменения программ деления в процессе ее испол-
нения.
Эти возможности осуществляются введением в ЭСУ механизма вер-
тикального перемещения кассетодержателя с кассетой в каретке, вы-
полненного в виде путепровода с электромагнитными стрелками («Экс-
плоратор-35» фирмы «Сименс»), и диафрагмы с вертикальными штор-
ками, расстояние между которыми изменяется в зависимости от шага
деления кассеты по горизонтали. Введение такой диафрагмы, в част-
ности, позволяет отказаться от экранирования свинцом тубусной па-
нели, выполнить ее из рентгенопрозрачного материала и применить
компрессию при снимках как с делением, так и без деления пленки на
полное поле кассеты.
•218
Применение усилителей яркости рентгеновского изображения так- ; -
же предъявляет определенные требования к конструкции ЭСУ. Так,
например, положение врача-рентгенолога слева от оси штатива делает
-обязательной левостороннюю зарядку кассет и ставит вопрос о целесо-
образности зарядки кассет с правой стороны.
Перспективным техническим решением является бескассетное «ма-
газинное» хранение и автоматическая подача пленки в поле снимка.
Впервые такая система была применена для массовых обследований
органов грудной клетки в стационарных условиях с использованием
широкоформатной пленки, которая пневматической системой «магази-
на» (где хранится до 500 листов пленки) подается в снимочное поле,
а затем, после экспонирования, автоматически транспортируется в про-
явочную машину. Такие системы начали использоваться в экрано-сни-
мочных устройствах поворотных столов-штативов и в серийных кассе-
тах для ангиографии [86, 101, 122]. Применение таких систем особенно
перспективно в штативах с дистанционным управлением.
В отечественной практике на основе базовой модели разрабатыва-
ются и выпускаются унифицированные варианты штативов. На рис. 102
приведена схема унификации штативов на базе штатива «Редист-1»
(рис. 102, а).
В рентгенологической практике в результате специализации каби-
нетов решетка в опорной стенке поворотного стола-штатива использу-
ется относительно редко, поэтому в кабинетах, имеющих отдельное ра-
бочее место для снимков, целесообразно применение штатива без ре-
шетки и без поперечного перемещения деки (рис. 102,6). Остальные
штативы имеют дистанционное управление.
Штативы с дистанционным управлением
Внедрение усилителей рентгеновского изображения (УРИ) с теле-
визионными системами позволило создать такие дистанционно управ-
ляемые' комплексы, в которых в значительной мере исключен контакт
врача с больным при рентгенологическом исследовании. В принципе
это позволяет увеличить пропускную способность рентгенодиагностиче-
ских кабинетов. Развитие дистанционно управляемых штативов идет
по двум направлениям: обеспечение дистанционного управления обыч-
ными поворотными столами-штативами, укомплектованными УРИ, и
создание специальных штативов [119]. Штатив с дистанционным уп-
равлением и усилителем изображения на основе штатива «Редист-1»
показан на рис. 102, в. В этом штативе все движущиеся части имеют
электроприводы и управляются от специального пульта.
Развитие УРИ и техники фоторегистрации позволяет создать ва-
риант дистанционно управляемого штатива, у которого регистрация
результатов исследования осуществляется только на фотопленку
(рис. 102, г). Применение таких штативов, однако, ограничено. Их ис-
пользуют лишь для исследования органов желудочно-кишечного трак-
та и сердца [93]. Штатив имеет поворотную люльку, которая является
неотъемлемой частью штатива с дистанционным управлением.
219

Рис. 1102. Унифицированный номенкла-
турный ряд рентгенодиагностических
штативов.
а — штатив «Редист-1>; б — штатив
«Редист-1» без отсеивающей решетки; в,
г — штативы с дистанционным управлени-
ем; д — стол снимков поворотный.
д
Другим направлением развития телеуправляемых штативов явилось
создание принципиально новых видов штативов, у которых рентгенов-
ская трубка находится перед объектом на специальной консоли. Кон-
соль перемещается вдоль штатива, а также качается вместе do снимоч-
ным устройством и УРИ, расположенными под декой штатива.
Главная особенность
этих штативов состоит в
том, что они представляют
собой особый тип рентгено-
диагностических устройств—
штативов для одновременно
го проведения различных ис-
следований без изменения
положения обследуемого, на-
пример, поизводство томо-
графии в процессе исследо-
вания желудочно-кишечного
тракта. Важным достоинст-
вом таких штативов явилось
увеличение фокусного рас-
стояния до 100 см и более
при исследованиях в верти-
кальном, горизонтальном и
наклонных положениях об-
следуемого.' Поскольку сни-
мочное устройство располо-
жено в штативе, масса его
Рис. 103. Штатив для снимков и томографии
с дистанционным управлением.
221
Рис. 104. Штатив «Орбископ» в позиции латеро-
скопии.
методики исследования легких и органов
полипозиционных (многонаправленных)
может быть значительно
увеличена по сравнению с
ЭСУ, что позволяет расши
рить число программ сним-
ков, а также значительно
упрощает системы торможе-
ния кассеты при перемеще-
нии ее в рабочее поле.
Такой штатив показан на
рис. 103. Штатив представ-
ляет собой устройство для
послойных исследований
(томография, томоскопия) „
конструктивно скомпоно-
ванное со снимочным уст-
ройством и с УРИ на пово-
ротном столе-штативе. В
этом штативе условия томо-
графии требуют положения
рентгеновского излучателя
перед объектом.
В последние годы значи-
тельное развитие получили
пищеварения в направлении
исследоваций [60]. Фирма
«Сименс» выпустила дистанционно управляемый штатив типа «Орби-
скоп» для исследований в обычных позициях (ортоскопия, трохоскопия
в положении Тренделенбурга) и латеральной позиции [91 —124]
(рис. 104).
К этой же группе устройств следует отнести специальные штативы
для исследований детей. Они также имеют дистанционное управление и
дают возможность проводить исследования в латеральной позиции
[116]. Особенностями этих штативов является наличие гонадной за-
щиты. Примером подобных устройств является штатив фирмы «Си-
менс» для исследования детей грудного, среднего и старшего возраста.
Штативы для снимков и томографии
Рассматриваемые ниже штативы предназначены для снимков скеле-
та и других органов и систем человека. Рабочее место при этом форми-
руется из двух или трех устройств — стола снимков, вертикальной
стойки и штатива — напольного или потолочного, на котором устанав-
ливается рентгеновский излучатель (рис. 105). Стол снимков отечест-
венного аппарата РУМ-20 выполнен в виде металлической рамы с пла-
стиковой декой на четырех опорах. По направляющим стола под декой
перемещается увеличитель масштаба снимков с отсеивающей решеткой.
Кратность увеличения снимка определяется как отношение расстояния
фокус — пленка к расстоянию фокус — объект. Наибольшее увеличение
масштаба 1,5 раза.
222
Рис. 105. Штативы для снимков (РУМ-20).
Рис. 106. Стойка для вертикаль-
ных снимков |(РУМ-0О).
Для удобства укладки обследуемого и центрирования объекта съем-
ки применяют столы с «плавающей» декой, перемещающейся в двух
взаимно перпендикулярных направлениях. Для специальных видов ис-
следований, например спинного мозга, используют столы, создающие
наклон на требуемый угол. Такой стол входит в унифицированный ряд
штативов (см. рис. 102, д).
Вертикальная стойка (рис. 106) предназначена преимущественно'
для снимков легких как с решеткой, так и без нее. Кроме того, верти-
кальную стойку часто применяют для снимков шеи и черепа в поло-
22®.
Рис. 107. Потолочный телескопический штатив и стол для снимков и томографии.
жжении больного лежа на столе или сидя у стойки. Для этих снимков
решетка стойки может поворачиваться в вертикальной плоскости на
±180°, а также перемещаться из вертикального положения в горизон-
тальное.
Штатив снимков предназначен для поддерживания рентгеновского
излучателя и придания пучку излучения необходимого направления при
снимках. Штатив представляет собой колонну, установленную на те-
лежке и передвигающуюся вдоль стола снимков по двум рельсам, один
из которых прикреплен к полу, другой — к потолку. Колонна имеет на-
правляющие, по которым перемещается каретка с рентгеновским излу-
чателем. Предварительная установка положения трубки и направления
пучка излучения может производиться по шкалам. Все движения шта-
тива стопорятся электромагнитными тормозами. Для снимков в лате-
ральной позиции, например при травме конечностей или черепа, а так-
же для обслуживания одним излучателем двух штативных устройств
.224
жаретка колонны может поворачиваться на угол ± 180° с фиксацией '
через 90°.
В последнее время штативы напольно-потолочного крепления за-
меняются потолочными телескопическими, перемещающимися на по- <
толке по двум взаимно перпендикулярным направляющим. Потолочные
штативы обладают существенными преимуществами; освобождают про-:
странство вокруг стола снимков, обеспечивают возможность работы на
нескольких рентгенодиагностических устройствах, поскольку охват про*
странства кабинета здесь намного больше. Потолочные штативы мож-
но применять не только в рентгенодиагностических кабинетах, но и в
операционных для снимков в процессе хирургической операции, в ка-
бинетах для контрастных исследований и т. д. На рис. 107 показан по-
толочный телескопический штатив в сочетании со столом снимков с
плавающей декой, соединенной с приставкой для томографии.
Приставки для томографии состоят из привода перемещения штати-
ва с излучателем, штанги, соединяющей излучатель с решеткой, и уст- 
ройства для установки глубины слоя. Такими приставками, как пра-
вило, снабжают рабочие места для снимков, состоящие из стола и шта-
тива с излучателем. Существенным недостатком приставок является
возможность томографии только в горизонтальном положении обсле-
дуемого.
СПЕЦИАЛИЗИРОВАННЫЕ ШТАТИВЫ
Известная номенклатура специализированных штативов достаточно
широка. Здесь мы рассмотрим лишь те из них, которые имеют широ- ‘ <
кое распространение.
Томография. Основным требованием томографии является требова-
ние о резком изображении выделяемого слоя за счет размазывания ме-
шающих теней, лежащих вне слоя. Исходя из этого, а также из необ-
ходимости исследования различных по форме объектов, томографиче-
ские системы по способу выполнения размазывания делятся на две
большие группы: 1) системы с линейным размазыванием по схеме дви-
жения излучателя и пленки в одной вертикальной плоскости и 2) си-
стемы с нелинейным размазыванием по схеме пространственного Дви-
жения излучателя и пленки по кругу, эллипсу, циклоиде, гипоциклоиде
и т, д. [55, 56]. Наибольшее применение в практике нашли системы
с линейным размазыванием. Возможны следующие случаи взаимного
перемещения излучателя и пленки при линейной так называемой про-*
дольной томографии: а) излучатель и пленка перемещаются по прямой,
б) излучатель перемещается по дуге окружности, а пленка перемеща- '
ется по прямой и в) излучатель и пленка перемещаются по дуге ок-
ружности. Все три способа дают удовлетворительные результаты,
при этом наименьшие искажения изображения выделяемого слоя
имеют место при перемещении излучателя и пленки по дуге окруж-
ности.
Большое значение при томографии имеет жесткость перемещающей-
ся системы,-которая определяет вибрацию излучателя и величину до-
полнительной так называемой технологической составляющей нерезко-
Й—233	22в
ста1 изображения. Наиболь-
шие вибрации имеют место
тогда, когда излучатель и
пленка перемещаются по на-
правляющим, наименьшие —
когда система излучатель —
пленка качаются вокруг одной
оси. С этой точки зрения наи-
меньшей технологической не-
резкостью обладает система с
движением по окружности, а
наибольшей — система пря-
мая— прямая. Система дуга —
прямая является целесообраз-
ным компромиссом между
сложностью конструкции шта-
тива и качеством томографии.
Для томографии в горизон-
тальном, вертикальном и на-
клонных положениях применя-
ются специальные томографи-
ческие штативы (рис. 108).
Рис. 108. Универсальный томограф.	Другими системами для то-
мографии являются штативы с
нелинейным перемещением излучателя и пленки, преимущественное на-
значение которых — исследования костей черепа и скелета. При этом
излучатель и пленка перемещаются либо по кругу, либо по эллипсу,,
либо по еще более сложной кривой типа гипоциклоиды.
Исследования механизма образования послойного изображения при
различной траектории перемещения показали, что информативные ха-
рактеристики томографии можно сравнивать по обобщенному крите-
рию, которым является так называемая техническая толщина выделя-
емого слоя, определяемая эквивалентным углом томографии. Было-
установлено, что равный эквивалентный угол томографии обусловлива-
ет одинаковый томографический эффект при различной траектории дви-
жения системы [56, 63].
Нелинейные томографы выпускаются для исследования либо в го-
ризонтальном положении, либо в горизонтальном, вертикальном и
наклонных положениях. Эти штативы иногда снабжаются УРИ, что
позволяет осуществлять и томоскопию при круговой или элиптической
траектории перемещения.
Ангиография. За последние годы большое распространение полу-
чили устройства для контрастных исследований кровеносной системы
(устройства для ангиографии) [82, 83, 99]. На рис. 109 приведена схе-
ма отечественного комплекса для всех видов контрастного исследова-
ния. Комплекс построен из трех потолочных телескопических штативов-
со столом для катетеризации, в который встроен рентгеновский излу-
чатель. На двух штативах укреплены рентгеновские излучатели для
226
Рис. 109. Комплекс оборудования для рентгеноконтрастного исследования.
снимков в прямой и боковой проекции; на третьем штативе укрепле
УРИ. Для снимков при зондировании на корпусе усилителя укрепле
кассетодержатель стандартных рентгеновских кассет.
Схема ангиографического комплекса с тремя потолочными телесю
пическими штативами обладает рядом методических особенносте
Комплекс обеспечивает зондирование в вертикальной или горизонтал:
ной проекции, а также однопроекционные (ангиокардиография, аорт,
графйя, ангиография периферических сосудов) и двухпроекционнь
15:
2
I Варианты
комплектования
установки
«Гидро
Рис. LII1. Урологический стол-штатив
джуст».
(церебральная ангиография и ангиокардиография) исследования. Рент-
геновский излучатель в столе для катетеризации обеспечивает зондиро-
вание в горизонтальном положении исследуемого. Зондирование в ла-
теральной позиции осуществляется с помощью рентгеновского излуча-
теля на потолочном штативе. Комплекс снабжен серийными кассетами
типа «Рентак» с программой от 1 до 6 снимков в секунду, в которых
используется листовая пленка размером 35X35 см. Питание осущест-
вляется от двух питающих устройств типа РУМ-20. Комплекс разрабо-
тан на агрегатированном принципе. Выбор необходимых агрегатов в.
зависимости от задач лечебного учреждения показан, на рис. ПО.
В последние годы появилась прицельная ангиография, развитие ко-
торой обусловлено появлением специальных серийных кассет типа
ПУК. Эти кассеты позволяет устанавливать УРИ под центральной
частью кассеты и наблюдать за прохождением контрастного вещества.
В нужный момент по команде врача УРИ отключается, из зарядного
устройства в рабочее поле поступает пленка. Максимальное число
снимков — 20. Наибольшая частота съемки — 3 снимка в секунду [74].
Повышение разрешающей способности УРИ позволяет при контраст-
ном исследовании венечных сосудов сердца (коронарография) исполь-
зовать фотосъемку с экрана УРИ. Это позволяет существенно снизить
требования к мощности питающих устройств и проводить исследование
сердца в любой проекции
[73, 82, НО].
Флюорографическая ап-
паратура по-прежнему в
основном, применяется для
профилактического осмотра
населения [50, 62, 64]. Од-
нако в последние годы угло-
вые флюорографические ка-
меры для пленки шириной
100X100 мм и 110X110 мм
находят применение в обыч-
ной рентгенологической
практике. В последние годы
наметилось новое направле-
ние в массовом обследова-
нии легких в стационарных
условиях. С этой целью при-
меняются устройства с пнев-
матической подачей пленки
из «магазина» в снимочное
поле, а затем в проявочную
машину. I
Штативы для урологиче-
ских исследований претерпе-
ли за последнее время зна-
чительные изменения, кото-
22
(

рые явились следствием развития рентгенологических методик исследо- а
вания органов мочеполовой системы. В штативы вводятся механизмы ]
для подъема и опускания обследуемого, наклона его из верткального
положения в горизонтальное и в положение Тренделенбурга, а также
для производства томограмм. Применяются УРИ для слежения за ка- <
тетером и для более точного выбора момента съемки при снимке с кон-
трастом [123]..Достаточно полно таким требованиям соответствует уро-
логический стол типа «Гидроджуст» (США) в комплекте с усилителем
изображения типа «Делкаликс» (рис. 111).	>
Травматология. В состав штативов для операционных и травмато-
логических пунктов обычно входят потолочный либо передвижной на-
польный штатив с дугообразной траверзой, на противоположных кон-	i
цах которой укреплены излучатель (защитный кожух или моноблок)	t.
и УРИ, а также различного рода столы стационарные (операционные)	’
и передвижные, на которых транспортируются больные в травматоло-	1
гических пунктах. На рис. 112 приведен потолочный штатив для опера-	]
ционных типа «Аркоскоп 100» фирмы «Сименс» и его использова-	.1
ние в сочетании с передвижным рентгеновским столом — каталкой типа
«Сейф-карт» и специальным рентгенопрозрачным матрацем типа
«Слайдпорт», на котором больной транспортируется от места укладки
в машину «скорой помощи» до операционной и далее в палату [77,
239
Рис. 1118. Штатив для
нейродиагностики.
В. некоторых случаях, например при производстве операций на
желчных путях, также необходим рентгенографический контроль. Здесь
может быть использован обычный потолочный телескопический штатив
в сочетании с операционным столом, дека которого сделана из рентге-
нопрозрачного материала и снабжена устройством для установки кас-
сеты.
Нейродиагностика. Большое развитие в мировой практике в послед-
нее время получили штативы для нейродиагностики. Эти штативы по
своим возможностям, сложности и точности выполнения самые совер-
шенные из всех рентгенодиагностических устройств. При нейрорёнтге-
нологичесжом исследовании (пневмоэнцефалография'', вентрикулогра-
фия и др.) больной может занимать самые различные положение
(рис. 113), чтобы контрастный газ (воздух), вводимый в полость чере
па, мог заполнить те или иные отделы мозга [87, 111, 115]. JJpH этол
необходимо жестко закреплять и тщательно фиксировать положен»
обследуемого. Снимки и томограммы здесь приходится делать как npi
различных положениях обследуемого, так и при различных направле
ниях оси пучка излучения по отношению к объекту съемки. Эти требе
вания и определяют сложность штативов для нейрорентгенодиагности
ки. К аппаратам специального назначения относятся также дентальны
аппараты для панорамной съемки зубов, специальные панорамные Т<
мографы (пантомографы), предназначенные для панорамной съемк
лицевой части черепа [75].
_ - 2;
Рис. 114. Варианту компановки кабинетов общего и специального назначения.
ШТАТИВЫ И РАБОЧИЕ МЕСТА
РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКИХ АППАРАТОВ^
Рентгенодиагностический аппарат, питающее устройство аппарата и
штативы общего назначения являются устройствами многовариантного
использования. Между тем комплектование рентгеновских кабинетов
и отделений до последнего времени организовано так, что медицинские
учреждения вынуждены оснащать рентгеновские кабинеты независимо
от их типа и профиля стандартным комплектом штативов на 3—4 ра-
бочих места. При такой системе комплектования штативы оказываются
загруженными крайне неравномерно и эффективность использования
оборудования невелика. Соответственно возрастают непроизводитель-
ные затраты на приобретение оборудования.
Унифицированный номенклатурный ряд штативных и питающих
устройств может рассматриваться как основа создания комплекса ра-
бочих мест. Их номенклатура и технические параметры должны быть
построены таким образом, чтобы ряд изделий составил функционально
совместимые сочетания устройств для общей рентгенодиагностики, по-
скольку они составляют подавляющую часть всей рентгенодиагностиче-
ской аппаратуры. Это позволит осуществить многовариантность комп-
лектования рентгенодиагностических кабинетов набором рабочих мест,
соответствующим назначению кабинета. Аналогичная картина имеет
место при компановке кабинетов специального назначения, как это бы-
ло показано ранее на примере штативных устройств для контрастного
исследования сосудов. Эффективность использования аппаратуры за-
висит от возможностей восстановления ее с наименьшей затратой вре-
мени. Очевидно, наилучшим образом это обеспечивается при использо-
вании унифицированной аппаратуры.
Анализ различных, методик общего и специальных рентгенологиче-
ских исследований показывает, что с точки зрения выбора технического
оснащения основные параметры питающих и штативных устройств ог-
раничиваются определенным кругом предельных требований (см. гла-
ву II). В этой связи можно сформулировать следующие основные ме-
дико-технические требования, которые следует предъявить к системе
технического оснащения для общей рентгенодиагностики (рис-. 114).
Такая система должна: 1) соответствовать медико-техническим требо-
ваниям методик и вариантов общего и специальных видов рентгеноло-
гического исследования; 2) обладать однотипностью технического осна-
щения; 3) создавать возможность организации специализированных
кабинетов и кабинетов широкого профиля; 4) иметь уровень ремонто-
пригодности, обеспечивающий быстрое восстановление аппаратуры.
ЛИТЕРАТУРА
1.	Аглинцев К. К. Дозиметрия ионизирующих излучений. Изд. 2. М., Гостехиздат,
1957.
2.	Андреев Н. В., Баранов В. М., Блинов Н. Н. и др. Трехфазный рентгенодиагности-
ческий аппарат РУМ-20. — «Вести, рентгенол. и радиол.», 1972, № 5, с. 80—86.
3.	Алеев П. А., Андреев Н. В., Бугринов В. Д. и др. Новый стационарный рентгеноди-
агностический аппарат РУМ-22. — «Вести, рентгенол. и радиол.», 1970, № 6, с. 67—
74.
4.	Беляев А. И., Вузовский А. А., Липатов Н. Н., Подгорный В. Н., Шварцман А. 3.
Исследование светового излучения рентгеновских трубок' с вращающимся анодом.
Протокол доклада на секции Московского Научного общества рентгенологов и ра-
диологов 10/ХП 1974. — «Мед. радиол.», 1975, № 8, с. 65.
5.	Блинов Н. Н. К расчету системы компенсации падения напряжения в рентгеноди-
агностических аппаратах. — В ин.: Радиационная техника. Вып. 7. М., «Атомиздат»,
1973, с. 240—245.
6.	Блинов Н. Н. Особенности проектирования питающих устройств рентгенодиагности-
ческих аппаратов. — «Мед. техника», 1975, 2, с. 5—10.
7.	Блинов Н:- Н., Богданов Д. И. Автоматическая компенсация ожидаемого падения
напряжения в линии при включении мощных нагрузок. — «Вести, электропромышл.»,
1963, № 4, с. 54—58.
8.	Блинов Н. Н„ Богданов Д. И., Шварцман А. 3. Главная цепь рентгеновского ап-
парата в режиме падающей нагрузки. — В кн.: Радиационная техника. Вып. 110.
М., Атомиздат, 1974, с. 294—305.
9.	Блинов Н. Н., Владимиров Л.. В., Русина Г. М. Рентгенэкспонометр в медицинской
рентгенологии. — В кн.: Приборы для измерения механических величин. Вып. 2. М.,
1974, с. 23—30.
10.	Блинов Н. Н., Попова Т. А. К расчету индуктивности рассеяния регулировочных ав-
тотрансформаторов рентгенодиагностических аппаратов. — В кн.: Радиационная
техника. Вып. 5. М., Атомиздат, 1970, с. 64—73.
11.	Блинов И. И., Телегин Ю. П. К расчету главной цепи трехфазного рентгенодиагно-
стического аппарата. — В кн.: Радиационная техника. Вып. 2. М., Атомиздат, 1967,
с. 121—136.
12.	Блинов Н. Н., Телегин Ю. П., Шварцман А. 3. Форма кривой анодного тока рент-
геновской трубки в однофазных схемах выпрямления.—В кн.: Неразрушающий
контроль качества изделий Труды НИИИН. М., 1975.
13.	Блинов Н. Н., Соколов В. Г., Туманов Н. А., Шварцман А. 3. Новый рентгеноди-
агностический аппарат РУМ-16. — «Вести, рентгенол. и радиол.», 1970, № 2,
с 95—99.
14.	Богданов Д. И. Синхронизированное тиратронное реле времени. — «Вести, электро-
промышл.», 1960, № 8, с. 41—45.
15.	Богданов Д. И., Блинов Н. Н. Автоматические регуляторы напряжения на ферро-
резонансно-контактных реле. — В кн.: Электрооборудование промышленных пред-
приятий. Вып. 111. М., 1961.
16.	Богданов Д. И., Гусев Е. А. Карпухина Р. И. Синхронизированное реле времени
с тиристорными контакторами для рентгенодиагностических аппаратов. — В кн.: Ра-
диационная техника. Вып. 5. М., Атомиздат, 1970, с. 293—303.
17.	Богданов Д. И., Ярославский В. Л. Синхронизированное тиратронное реле време-
ни, — В кн.: Радиационная техника. Вып. 4. М., Атомиздат, 1970, с. 374—384.
234
18.	Гинзбург В. Г. Основы рентгенологического исследования черепа. М., Медгиз 1Э62
19.	Голубев Б. П. Дозиметрия и защита от ионизирующего излучения. М., Госэн’еогиз-
дат, 1963.	Е
20.	Горбачевский А. М., Дмитриев Г. И., Жегалкин Г. А. Автоматический рентгеноэкспо-
нометр. — В кн.: Радиационная техника. Вып. 9. М., Атомиздат, 1973, с. 412__420
21.	Гордон В. И., Богданов Д. И., Чижунова Ю. А. и др. Первые результаты эксплуата-
ции новых рентгеновских аппаратов РУМ-22 и РУМ-22А. — «Вести юентгеиоп и
радиол.», 1971, № 5, с. 71—74.	’ Р н,1еиол- и
22.	Гордон В. И., Стольцер С. М., Чикирдин Э. Г. и др. Отечественный универсальный
томограф. — «Вести, рентгенол. и радиол.», 1971, № 2, с. 80—811.
23.	Гурвич А. М., Лагунова И. Г. Исследования люминесцентных средств преобразова-
ния рентгеновского изображения. М., 1971.
24.	Гусев Е. Н., Ярославский В. Л. Электронное управление напряжением на рентгенов-
ской трубке на стороне высокого напряжения. — В кн.: Радиационная техника.
Вып. 9. М., Атомиздат, 1973, с. 420—429.
25.	Денискин Ю. Д., Чижунова Ю. А. Рентгеновские диагностические трубки и их теп-
ловые режимы. М., «Энергия», 1970.
26.	Дмоховский В. В. Основы рентгенотехники. М., Медгиз, I960.
Зедгенидзе Г. А., Линденбратен Л. Д. Краткий курс рентгенологии и радиологии
'	М., Медгиз, 1963.
28.	Идельсон Л. А. Композиция и прицельная рентгенография при урологических забо-
леваниях. М., «Медицина», 1966.
29.	Иванов В. И. Дозиметрия ионизирующих излучений. М., Атомиздат, 1964.
30.	Иванов В. И. Курс дозиметрии. Изд. 2-е. М., Атомиздат, 1970.
31.	Исаченко В. И., Осипова В. А., Сухомед А. С. Теплопередача. М., «Энергия», 1969.
32.	Каган Е. М. Томография костей и суставов М., «Медицина», 1964.
33.	Каган Е. М. Рентгенодиагностика заболеваний пищевода. М., «Медицина», 1968.
.34. Каганов И. Л. Электронные и ионные преобразователи. М., 1966.
35.	Катомина Р. В., Гурвич А. М., Ерофеева И. Д. О свойствах приемников излучения,
ограничивающих выявляемость деталей на снимке, и возможности снижения экспо-
зиционных доз при рентгенографии. — «Вестник рентгенол. и радиол.», 1974, Xs 3,
60—66.
36.	Колычев М. А. Фотоэкспонометр для крупнокадрового флюорографа. — В кн.: Ис-
следования в области рентгенотехники. Труды ЦНИИР и Р. Т. VIII. М., 1951,
с. 36—42.
37.	Копылов М. Б. Основы рентгенодиагностики заболеваний головного мозга. М., «Ме-
дицина», 1968.
38.	Костенко М. И., Нейман Л. Р., Блазевич Г. И. Электромагнитные процессы в систе-
мах с мощными выпрямительными установками. М., Изд-во АН СССР, 1946.
39.	Кусин Я- И. Контрастная рентгенография в гинекологии. М., «Медицина», 1959.
40.	Кучинский П. И. Бумажно-масляная изоляция высоковольтных трансформаторов. —
М., «Госэнергоиздат», 1962.
41.	Лагунова И. Г. и др. Технические основы рентгеновской диагностики. М., «Медици-
на», 1973.
Методика и техника рентгенологического исследования? Практическое пособие для
’рентгенолаборантов. Под ред. И. Г. Лагуновой. М., «Медицина», 1969.
43.	Палеев И. Р., Рабкин И. X., Бородулин В. И. и др.. Клиническое использование элек-
трорентгенографии.— «Радиол, диагностика», 1969, т. 10, № 1, с. 81—85.
44.	Пиотровский Л. М. Электрические машины. М., «Госэнергоиздат». М., 1956.
45.	Пославская М. В., Хайцман И. М. Оценка температуры фокуса диагностических
рентгеновских трубок. — В кн.: Электронная техника. Серия 116. М., 1970, с. 70—75.
46.	Проявочный автомат «Пентакон-ЭАР» (ГДР). — «Мед. техника», 1968, Xs 6, с. 57—58.
47.	Рабкин И. X., Ермаков Н. П. Электронно-оптическое усиление, рентгеиотелевидение,
рентгенокинематография. М., «Медицина», 1969.
48.	Раков В. И. Электронные рентгеновские трубки. М., Госэнергоиздат, 1952.
49.	Рентгеновские лучи. Пер. с англ, и немец. Под ред. М. А. Блохина. М., Изд-во иностр,
лит., 1960
50.	Скржинская И. Ч., Фирсов Т. И.. Христиани В. И. Флюорографическое обследова-
ние, сельского населения. М., «Медицина», 1967.
51.	Соколов В. М. Атлас укладок при рентгеновских снимках. Л., «Медицина», 1968..
52.	Соколов Ю. Н., Рдзенштраух Л. С. Бронхография. М., Медгиз, 1958.
53.	Соколов В. Г., Макаров Ю. В., Соколовский В. Н., Суслов Ю. Н., Шварцман А. 3.
Рентгеновская установка для контрастного исследования кровеносной системы. —
В кн.: Радиационная техника. Вып. 5. М., «Атомиздат», 1970, с. 340—347.
'^'Справочник по рентгенологии и радиологии. М., «Медицина», 11972.
55.	Стольцер С. М. Обоснование требований к основным информативным характеристи-
кам томографов. — «Мед. техника», 1975, №2, с. 8—42.
56.	Стольцер С. М. Исследование и разработка номенклатурного ряда приборов для то-
мографии. Автореф. канд. дисс. М„ 1975.
57.	Тхоржевский А. И. Исследование щеточного контакта в регулировочных автотранс-
форматорах.— В кн.: Успехи рентгенотехники. М., вып. 1, 1936.
58.	Фридрих К., Таубе Г., Вайнерт X. и др. Исследования работы экспонометра
«VAJ-692» (ГДР) С советскими фотоматериалами для рентгенографии.—Мед. тех-
ника», 1971, № II, с. 25—30.
59.	Хараджа Ф. Н. рбщий курс рентгенотехники. М.—Л., «Энергия», 11966.
60.	Хаспеков Г. Э. Полипозиционный метод в рентгенодиагностике. М., «Медицина»,.
1965.
61.	Чижунова Ю. А., Пославская М. В., Трофимова Е. Ф. Особенности современных
рентгеновских диагностических трубок. —« Вести, рентгенол. и радиол.», 1969, № 5,
с. 70—73.
62.	Чикирдин Э. Г. Рентгеновские флюорографические аппараты. М., «Медицина»,.
1970.
63.	Чикирдин Э. Г., Астраханцев Ф. А., Стольцер С. М. К образованию послойного
изображения при нелинейной томографии. — «Вести, рентгенол. и радиол.», (974,.
№ 2, с. 70—73.
64.	Чикирдин Э. Г. Тенденция развития оснащения для массовых рентгенологических
исследований. — «Мед. техника», 1975, № 2, с. 5—8.
65.	Шварцман А. 3., Ярославский В. Л. Некоторые вопросы работы рентгеновской труб-
ки в режиме падающей нагрузки. — В кн.: Радиационная техника. Вып. 7. М., Атом-
издат, 1973, с. 229—240.
66.	Шварцман А. 3., Ярославский В. Л. Допустимые нагрузки рентгеновских трубок при
снимках в процессе исследования желудочно-кишечного тракта. — «Вести, рентгенол..
и радиол.», 1974, № 5, с. 1’00—1.02.
67.	Шварцман А. 3., Ярославский В. Л. Расчет допустимых значений мощности рентге-
нодиагностических трубок с вращающимся анодом при падающей нагрузке. — В кн.:
Наразрушающий контроль качества изделий. Труды НИИИН. М„ 1975.
68.	Шварцман А. 3., Ярославский В. Л., Семенов С. Г. Температура элемента фокусной
дорожки рентгеновской трубки с вращающимся анодом при его прохождении под
электронным лучом с учетом изменения теплофизических констант. — В кн.: Нераз-
рушающий контроль качества изделий. Труды НИИИН. М., 1975.
^Я^Шехтер И. А., Павлов А. С. Курс медицинской рентгенологии и радиологии. М.,
^«Медгиз», 1959.
70.	Шмелев В. К- Рентгеновские аппараты. М., «Энергия», 1973.
71.	Шмелев В. К. Допустимые погрешности уставок и компенсация падения напряже-
ния в рентгеновских диагностических аппаратах. — «Вести, электропромышл.», 1957,
№ 3, с. 33—37.
72.	Якобсон А. М. Нерезкость и частотно-контрастные характеристики гамма-оптиче-
ских преобразователей. — «Дефектоскопия», 1969, № 1, с. 77—86.
73.	Aldridge Н. Е., Taylor К. W. Das Gardoskop U. — «Electromedica», 1974, Bd 2,
S. 35—37.
74.	Anlback S., Frezell B., Sjogren S. E. Klinische Erfahrungen mit dem puck in der abdo-
minalen angiographie. — «Electromedica», 1972, Bd 2, S. 55—58.
75.	Banr H. H. Der Renodor — ein neuartiges Rontgenggrat fur den irrtroaperativen
nachwriris von nieresteinen. — «Electromedica», 1973, Bd 2, S. 80—82.
76.	Bauerle H., Grassmann P. H., Glassen M., Demling L. Einsatz der Rontgentechnik in
der gastroenterologischen Endoskopie, — «Electromedica», 1972, Bd 4, S. 109—dll.
236
77.	Bergstrand I., Rentzhog U. Routine und technische Resulitate der operativen Cholarb
giograiphie mit einer modernen Rontgeneinrichtung. — «Electromedica», 1973, Bd i
S. 25—27.
78.	Blackwell H. K. Kontrast thresholds of the Human Eye. — «J. Opt. Soc. Am.», 1946
v. 36, N 1, p. 624--643.	'
79..	Bouwers A., Diepenhorst P. The intensity of X-Rays as a Function of the Angle of
Emergence from the Surfiase of the Anticathode. — «Fortschr. Rontgenstr.», 1928
Bd 38, S. 894—896.
80.	Bouwers A. Temperature distribution on the anode of an X-ray tube. — In: Selection
of the Publications of the Phillips X-Ray Research Laboratory from, 1923—1988. Lon-
don, 1938.
81.	Bouwers A. Verkkflrzung der Aufnahmezeit durch eine neue Belastungsmethode.—
«Fortschr. Rontgenstr.», 1933, Bd 47, H. 6, S. 282—291.
82.	Bricand H. В. H., Martin P. L. e. a. The importance of highspeed cineangiocar-
diography in acquired cardiopathies. — «Medicamtmdi», 1964, v. 11, N 1, p. 24—28.
83.	Damascelli B., Musumeci R., Uslenghi G. Der zeitiger Stand der Arteriographic bei
gesahwiilsten der leber und der Bancshpeicheldriise. — «Electromedica», 1973, Bd 5,
S. 165—170.
84.	Dietz K. Aites und Neues fiber Rontgenroren. — «Rontgen — Praxis», 1962, Bd 3,
S. 11.
85.	Elgstrom H., Ziler E. An automatic exposure control system from X-r,ay diagno-
stics.— «Philips technical revue», 1966, v. 27, N 314, p. 92—106.
86.	Finkenseller I. Der Thoramat.— «Electromedica», 1978, Bd 4—5, S. 147—148.
87.	Fredzell G., Holmstrom L. Mimef III mit erweiterten Moglichkeiten.— «Electromedi-
ca», 1973, Bd 4—5, S. 216—218.
88.	Friedel P., Haberrecker K. Zeitungssteigerung bei Drehanden. — «Rontgenrdhren —
Electromedical», 1973, Bd 4—5, S. 198—.201.
89.	Fuzangel W., Schott 0., Unger er K. Probleme der Belichtunsautomatik in der Ront-
gendiagnostik. — «ETZ ausgabe В», Bd II, H 7, 1959, S. 290—294.
90.	Gajewski H. Техническое состояние развития автоматического экспонирования
рентгенограмм.— «Радиол, н диагностика», 1968, т. 9, № 2, с. 230—241.
91.	Gayler В. W., Donner М. W. Das Orbiskop — ein neues Durchleuchtungsgerat.—
«Electromedica», 1972, Bd 5, S. 150—Г52.
92.	Griffoul R. Rotating anode X-ray tubes. — «Le Vide», I960, v. 88, p. 342—354.
93.	Hellekamp C., Endlich B. First experiences with an image intensifier with electronic .
enlargement. — «Medicamundi»,. 1964, v. 11, N 1, p. 9—11.
94.	Hermann D., Himmel D., Gursky S. Применение автоматической экспозиции при
исследовании органов брюшной полости у детей. — «Радиол, и диагностика», 1973,
т. 14, № 1, с. 100—104.
95.	Saalmann Н. Rotating anode X-ray tubes. — «Medioor news», 1970, N 4, p. 1—1'1.
96.	(Jonhs X.) Джонс X. Физика радиологии. Пер. с англ. М., Атомиздат, 1965.
97.	Kanamori Н. An analysis on the 'performance of the X-ray apparatus by operational
calculus. — «Shimadsu Heron», 1960, v. 17, N 2—4.
, 98. Kanamori H. Analysis of high voltage waveforms in X-ray units. — «J. Franklin
Inst.», 1965, v. 3, p. 279.
99.	Klein V., Heinse H. G., Muller-Fassbender H. Die Contrac 3 E-Spitze in der Routi-
neangiographie. — «Electromedica», 1973, Bd 1, S. 19—21.
100.	(Kolin J.) Колин Дж., Смителлс. Вольфрам. Пер. с англ. М., 1958.
101.	Киппе К. Neue Diagnostikgerate verandern den Arbeitsablauf in der Rontgenabtbi-
lung. — «Electromedica», 1973, Bd 4—5, S. 147.
102.	Kuntke A. Ein neuartige Verf.ahren zur Erzielung einer konstanten Rohrengleichspan-
nung angewandt in einem Kondensatorapparat fur die gesamte Rontgendiagnostik. —
«Fortschr. Rontgenstr.», 1938, Bd 58, N 3.
103.	Kuntke A. Untersuchungen fiber die Anderung der Rontgenstrahlen.— Ausbeute an
Drehanoden Rontgenrohren. — «Fortschr. Rontgenstrahlen», 1957, Bd 87, N 3, S. 397—
404.
104.	Kuntke A. Technische Mittel zur Erreichung optimaler Belichtunszeiten bei Rontgen-
aufnahmen. — «Rontgenstrahlen», 1962, N 2, S. 11—15.
105.	Kuntke A. Semi-conductor components in X-ray engineering. — «Medicamundi», 1966,
v. 11, N 4, p. 139—142.
106.	Mester H. Optimale Rohrenbelastung bei Arbeiten mit den Belichtunsautomaten.—
«Rontgenstrahlen», 1963, N 10, S. 14—17.
107.	Moderne Arbeitsplatze fur Notfallfontgendiagnostik.— «Electromedica». 1972, Bd 3,.
p. 98—101.
108.	Penny W. Pulstechnik in der Schnell Rontgeri-Kinematographie. Dissertation. Mun-
chen, 1967.
109.	Pfahnl A. Elektronische Schaltung der Belichtunszeiten bei Rontgenanlagen.—
«Zeitschrift ftir angewandte Physik», I960, Bd 12, N 7, S. 329—334.
110.	Pfeifer M., Kuhn H. Bediengungen fur die optimale Bildgflte in der Koronarserienan-
gioraphie. — «Electromedica», 1973, Bd 27, S. 42—48.
111.	Radberg C. Die Rontgenuntersuchung des Neurokraniums mit dem Orbix. — Gerat.—
«Electromeica», 1973, Bd 4/5, S. 209.
112.	Radke I. Das Arcoskop 100 OP in der klinischen Anwendung. — «Electromedica»,
1974, Bd 1, S. 26.
113.	Schmitmann H., Annuann E. Pandoros — Optimatic. X-ray generator with new pos-
sibilites. — «Electromedica», 4973, Bd 4—5, S. ,177—181.
114.	(Schneider P.) Шнейдер IT. Инженерные проблемы теплопроводности. Пер. с англ.
М., Изд-во иностр, лит., 1960.
115.	Schrever Н. Serienvergroserunsangiographie mit dem Mimer III und dem ATT
3 — tisch. — «Electromedica», 1973, Bd 3. S. 113—115.
116.	Schuster W., Seyler G., Sladek W., und Panniccia S. Das Infantoskop— ein neues
Gerat fur Kinderradiologie. — «Electromedica», 1974, Bd 3, S. 66.
117.	Seibt C. Betrieb mit fallen der Last bei Rontgen Diagnostik Generatoren. — «Radiol.
Technik Med. Elektronik DDR», 1967, Bd 3, S. 1—7.
118.	Secerns R. P., Turner Th. F., Koelle A. R. Crossing highvoltage interfaces with large
bandwidth signals. — «IEEE transactions on nuclear Science», 1967, v. 9—14, N 3,
p. 1078—,1081.
119.	Soila P., Sakki S., Salmi R. Das fermgesteuerte Diagnostikgerat in der radiologischen
Ausbildung. — «Electromedica», 1972, Bd 2, S. 65.
120.	Stieve F. E. Uber die Dominante in Rontgenbild. — «Fortschr. Rontgenst.», 1957, Bd 87,
N 1, S. 80—100.
121.	Stieve E. E. The automatic Exposure timer asa basis for automation in Koentgen
work. — «Acta radiol.», 1960, N 53, p. 459—480.
122.	Swart B., Schmitt G. Erfahrungen mit dem Exploramat 25 am Sireskop 3. — «Electro-
medica», 1973, Bd 4—5, S. 471—473.
123.	Tenzler C. Uber die Anwendung der Bildverstarkerphotographie in der urologischen
Rontgendiagnostik. — «Eiectromedica», 1973, Bd 3, S. 85—87.
124.	Volkheimer G. Rontgenuntersuchungen des Magens am ferngosteuerten Orbiskop mit
100 mm — Bildverstarkerphotographie in der gastroenterologischen Fachpraxis.—
«Electromedica», 1974, Bd 2, S. 52.
125.	Wersall D. Unfalltransport ohne gefahrdende Umlagerungen. — «Electromedica», 1972,
Bd. 3, 3/72, S. 94.
126.	Zieler E. Physik und Technik der Belichtungsautomatik. — «Rontgenblatter», 1961,
Bd 14, S. 289—296.

ОГЛАВЛЕНИЕ
Введение .	,............................................................ 2
Глава I. Особенности формирования рентгеновского изображения. — Н. Н. Б л и-
но в, А. М. Якобсон...................................................... 7
Энергия и поглощенная доза излучения. Качество изображения ....	11
Геометрические особенности	изображения....................................К
Качество излучения и электрические параметры рентгенодиагностического ап-
парата ........................................................... ....	15
Глава II. Медицинские требовании к рентгеиодиагиостическим аппаратам. —
Г. П. К о ч е т о в а....................................................2С
Глава III. Рентгеновские излучатели. — А. 3. 1Й в а р ц м а н, В. Л. Ярос-
лавский ................................................................. .	34
Рентгеновские диагностические трубки .....................................34
Тепловые процессы на аноде рентгеновской трубки.......................39
Допустимая мощность трубки при неизменной и падающей нагрузках
Защита трубки от перегрузки...........................................64
Вращение анода рентгеновской трубки....................................72
Устройство рентгеновских излучателей ..................................... 75
Глава IV. Питающие устройства рентгенодиагностических аппаратов. — Н. Н.
Блинов.................................................................... 78
Главная цепь аппарата.....................................................88
Трехфазная мостовая схема выпрямления...............................  89
Трехфазная мостовая схема выпрямления	со сглаживающей емкостью 96
Двенадцатифазная схема выпрямления................................	100
Однофазная схема выпрямления..........................................104
Методика расчета элементов главной цепи аппарата..........................107
Высоковольтные трансформаторы и выпрямители...............................117
Глава V. Регулирование наприжении, тока и времени выдержки в рентгеиоди-
агиостических аппаратах. —Н. Н. Блинов, В. Л. Ярославский,
А. 3. Шварцман..........................................................121
Коммутация напряжения на рентгеновской трубке...........................121
Компенсация падения напряжения на первичной стороне. высоковольтного
трансформатора...........................................................135
Компенсация падения напряжения в режиме падающей нагрузки рентгенов-
ской трубки..............................................................144
 Управление напряжением на вторичной стороне высоковольтного траисфор-
I	матора..................................................................  148
Регулирование тока рентгеновской трубки .	. Г........................
i	Системы уставок рентгеводиагностического аппарата.........................1°®
239
Глава VI. Системы визуализации рентгеновского изображения. — А. М. Я к о б- •
сон......................................................................164
Рентгенография, флюорография, электрорентгенография	.	.	.	.  164)
Рентгеноскопия. Усиление яркости рентгеновского изображения ....	173
Глава VII. Формирование поля излучения. — Н. Н. Б л и н о в, Л. В. Вла-
димиров .................................................................182
Диафрагмы и отсеивающие решетки..........................................182
Рентгеноэкспонометрическне приборы	.	 189
Таблицы экспозиции.......................................' .	.	.	189
Автоматические реле экспозиции.......................................192
Включение экспонометра в главную цепь аппарата......................  199
Автоматическое реле экспозиции РЭР-3.....................................201
Стабилизация яркости рентгеновского изображения .	.	. ' .	.	.	.	205
Глава VIII. Штативы рентгенодиагностическцх аппаратов. — Н. А. Туманов,
А. 3. Ш в а р ц м а н....................................................210
Штативы для общей диагностики........................................212
Штативы с дистанционным управлением..................................219
Штативы для снимков и томографии.....................................222
Специализированные штативы...............................................225
Штативы н рабочие места рентгенодиагностических аппаратов ....	233
Литература...................................................................234
(
Блинов Николай Николаевич, Владимиров Лев Владимирович,
Кочетова Галина Павловна, Туманов Николай Александрович,
Шварцман Александр Зельманович, Якобсон Абрам Моисеевич,
Ярославский Владимир Любомирович
РЕНТГЕНОДИАГНОСТИЧЕСКИЕ АППАРАТЫ
Редактор В. И. Гордон	S
Художественный редактор О. А. Четверикова. Корректор Л. Г. Воронина	Ж
Техн, редактор Н. И. Людковская Переплет художника Г. Л. Чижевского	Ж
Сдано в набор 23/П 1976 г. Подписано к печати 10/VI 1976 г. Формат бумаги 70ХЭ01/ыИ|
Печ. л. 15,0 (условных 17,55 л.). 16,52 уч.-изд. л. Бум. тип. № 2. Тираж 10 000 экяНё
Т-11685. МП-78. Цеиа 1 р. 01 к.	®
Издательство «Медицина». Москва, Петроверигский пер., 6/8	«
Заказ 233. Московская типография № 11 Союзполиграфпрома при Государственное
комитете Совета Министров СССР по делам издательств, полиграфии и книжной то^И
говли. Москва, 113105, Нагатинская ул., д. 1.	Мг
1 яК