專利名稱：智能化胸部x線自動(dòng)攝片方法
技術(shù)領(lǐng)域：
本發(fā)明屬于一種醫(yī)用智能化胸片X線自動(dòng)攝片系統(tǒng)的設(shè)計(jì)方法。
隨著電子計(jì)算機(jī)的發(fā)展和應(yīng)用，在X光機(jī)的控制領(lǐng)域里掀起了一場改革，使X光機(jī)在操作上比以前更加方便，且對(duì)X光機(jī)的保護(hù)，顯示等方面有了一些改進(jìn)。此如美國專利4158138其具體的機(jī)器型號(hào)有島津800、1000和東芝BVL800、KX0-1250等等。但是現(xiàn)有的X線機(jī)系統(tǒng)均為非智能化控制，不能動(dòng)態(tài)修正由于內(nèi)外界條件變化引起的X光發(fā)射量的誤差，同時(shí)也不能根據(jù)不同病人自動(dòng)選擇攝胸片條件，因而難以控制胸片質(zhì)量。據(jù)國內(nèi)幾家單位統(tǒng)計(jì)，質(zhì)量較高的胸片只占到30%左右?，F(xiàn)有X線機(jī)系統(tǒng)的主要誤差有1、在人體測厚中，存在同一胸厚的人體對(duì)X光的衰減量并不相同，同樣胸厚的人，運(yùn)動(dòng)員與肥胖者因骨胳、肌肉、脂肪的分布不一樣而對(duì)X光衰減量不一樣，青年人與老年人因肺部充氣程度不一樣而對(duì)X線的衰減量也不一樣。在病理?xiàng)l件下，胸水、氣胸、胸膜增厚等，也會(huì)帶來測量上的較大誤差，這種誤差靠經(jīng)驗(yàn)是不可能完全解決的。
2、X光機(jī)身的誤差，其中包括(1)燈絲電流控制的分檔使管電流的調(diào)節(jié)也成為分擋次的，不能根據(jù)實(shí)際需要準(zhǔn)確調(diào)節(jié)，從而在總體控制上出現(xiàn)了斷點(diǎn)。
(2)燈絲電流A的穩(wěn)定取決于交流穩(wěn)壓器的精度，但目前采用的多為磁飽和穩(wěn)壓器，對(duì)電源頻率的要求很高，當(dāng)電源頻率偏差為±2HZ時(shí)，管電流誤差可達(dá)30%。
(3)管電壓KV的調(diào)整X光機(jī)為一瞬時(shí)大容量的用電設(shè)備，它的電壓降涉及外界電阻和內(nèi)部電阻兩個(gè)因素。X光機(jī)所用的電源可等效為一理想電源和一外界電阻串聯(lián)，而由于X光機(jī)所處的地點(diǎn)不同，外界電阻亦不相同，工廠給出的技術(shù)條件中，要求外界電阻應(yīng)＜0.4Ω，一般來講，若外阻值有0.1Ω的變化時(shí)，X光機(jī)為100KV，200mA曝光，(若高壓發(fā)生器變壓比為1∶500)，在380V電源下，X線管陽極有＞2.6KV誤差，外界電阻與外界電源的變壓設(shè)施、地點(diǎn)、溫度的不同而有很大的變化，地點(diǎn)相同時(shí)，由于天氣濕度，溫度等變化外界電阻會(huì)有0.1Ω左右的變化。另外，X光機(jī)的內(nèi)阻一般為一常量(嚴(yán)格講與輸出KV值有一定影響，但有較為嚴(yán)格的數(shù)學(xué)表達(dá)式)，但由于溫度的變化會(huì)使變壓器，高壓發(fā)生器的銅耗增大，而引起KV的降低。在實(shí)際的KV調(diào)整中，應(yīng)該將所用KV加上曝光時(shí)的內(nèi)外壓降值作為KV預(yù)置值，這個(gè)內(nèi)外壓降值是由制造廠家在一特定的條件下求出的，當(dāng)用戶電源情況低于或高于這個(gè)條件時(shí)便帶來了一定的誤差。
由于以上誤差，使得X光機(jī)系統(tǒng)不能按照操作者的要求條件攝片，從而帶來X光發(fā)射量的誤差，使得穿過人體到達(dá)膠片上的曝光量不同，帶來了暗室沖洗不便，必須用人工去調(diào)節(jié)顯影時(shí)間，工作強(qiáng)度大，技術(shù)要求高，但效果差，不利于自動(dòng)沖片機(jī)的應(yīng)用。
本發(fā)明的目的是設(shè)計(jì)一種用電子計(jì)算機(jī)控制的、能動(dòng)態(tài)跟蹤和修正X線發(fā)生系統(tǒng)內(nèi)外部誤差、能對(duì)人體胸部X線衰減量實(shí)際測定、能對(duì)X線發(fā)生系統(tǒng)的管電流mA、管電壓KV和曝光時(shí)間S進(jìn)行無級(jí)控制的智能化胸部X線自動(dòng)攝片系統(tǒng)。
1、利用計(jì)算機(jī)動(dòng)態(tài)跟蹤和修正X線發(fā)生系統(tǒng)內(nèi)外界誤差的方法(1)根據(jù)X線管的中等功耗在計(jì)算機(jī)內(nèi)設(shè)定一管電壓KV和燈絲電流A的初始參數(shù)，機(jī)器開機(jī)后，將兩個(gè)設(shè)定參數(shù)預(yù)置到X線發(fā)生系統(tǒng)內(nèi)。
(2)用計(jì)算機(jī)測定曝光前外界環(huán)境溫度T和電源電壓V曝前。
(3)在此條件下曝光，同時(shí)測定實(shí)際的管電壓KV，管電流mV和曝光時(shí)的電源電壓V曝時(shí)，計(jì)算出電源電壓降V降＝V曝前-V曝時(shí)，(管電壓KV可通過測量高壓變壓器的初級(jí)，然后換算出來)。
(4)計(jì)算機(jī)算出曝光時(shí)的電源電流Ao＝KV·mA/V曝時(shí)和外界電阻Ω外＝V降/Ao-Ω內(nèi)(Ω內(nèi)一般為定值，在X線發(fā)生系統(tǒng)制造時(shí)已確定)(5)由計(jì)算機(jī)求出實(shí)際管電流mA和管電壓KV所反應(yīng)在燈絲上的燈絲電流值A(chǔ)計(jì)算＝a·KV2+b·mA2+c·KV+d·mA+e·KV·mA+f其中a、b、c、d、e、f為系數(shù)。
用計(jì)算出的燈絲電流值減去實(shí)際給出的燈絲電流值得出燈絲電流誤差A(yù)δ＝A計(jì)算-A(6)輸入一組攝片條件(管電壓KV、管電流mA和曝光時(shí)間S，此組攝片條件可以由操作員通過計(jì)算機(jī)鍵盤輸入也可以是自動(dòng)攝片中由計(jì)算機(jī)根據(jù)人體情況確定的攝片條件自動(dòng)輸入。
(7)由計(jì)算機(jī)判別輸入的攝片條件是否符合X線發(fā)生系統(tǒng)的工作范圍，否則自動(dòng)報(bào)警顯示。
(8)由計(jì)算機(jī)求出此攝片條件下的燈絲電流A計(jì)算＝a·KV2+b·mA2+c·KV+d·mA+e·KV·mA+f用計(jì)算出的燈絲電流值減去燈絲電流的綜合誤差得出此組條件下準(zhǔn)確的燈絲電流給定值
A＝A計(jì)算-Aδ(9)由計(jì)算機(jī)算出包含了內(nèi)外壓降的管電壓預(yù)置值KV預(yù)置先求出曝光時(shí)的電源電流AδA0＝KV·mA/V曝時(shí)＝KV·mA/(V曝前-Ω外·A0解方程 Ω外·A2-V曝前·A0+KV·mA＝0(取正值)然后計(jì)算電源電壓降V降＝A0·Ω外計(jì)算內(nèi)部電壓降V內(nèi)＝A0·Ω內(nèi)(1+Ta)(a為銅的電阻溫度系數(shù)、Ω內(nèi)為0℃時(shí)的機(jī)器內(nèi)阻，T為攝氏溫度)最終計(jì)算出預(yù)置管電壓值KV預(yù)置＝KV+V降+V內(nèi)注kV為管電壓換算為高壓發(fā)生器的初級(jí)電壓。
(10)由計(jì)算機(jī)判別外界電源條件是否滿足目前預(yù)置的攝片條件，否則自動(dòng)報(bào)警顯示。
(11)計(jì)算機(jī)將X線發(fā)生系統(tǒng)的攝片條件自動(dòng)調(diào)整到經(jīng)跟蹤修正后的實(shí)際燈絲電流值A(chǔ)和預(yù)置管電壓值KV預(yù)置以及曝光時(shí)間S。
(12)到此為止計(jì)算機(jī)完成了對(duì)X線生系統(tǒng)上次曝光所遺留的管電壓和管電流誤差在本次攝片條件下的修正，然后程序返回方法步驟2。此時(shí)的曝光的條件就是一個(gè)經(jīng)過修正的較為準(zhǔn)確的符合輸入條件的值，同時(shí)在曝光時(shí)和前述一樣，采集實(shí)際的KV、mA和電源電壓降V降，再進(jìn)入前述的計(jì)算，又得出一個(gè)待修正的管燈絲電流誤差A(yù)δ和外阻Ω外。(實(shí)際上Ω外也包括了一切因素引起的KV誤差)留作下次曝光時(shí)的修正使用。為了使系統(tǒng)控制的修正趨于一種軟性平穩(wěn)和避免振蕩，除了機(jī)器開機(jī)時(shí)的測量計(jì)算出的Ω外和Aδ外，以后工作中的修正系數(shù)均采用比例、積分、微分的處理方法，使機(jī)器的整體修正更加準(zhǔn)確平穩(wěn)。
系統(tǒng)繼續(xù)循環(huán)工作，整個(gè)系統(tǒng)實(shí)質(zhì)上處在一個(gè)不斷工作、不斷修正的狀態(tài)中。一切外部和內(nèi)部的誤差均在工作中得到不斷修正，使得此套X光發(fā)生系統(tǒng)具有智能性的使用和準(zhǔn)確的輸出。不論外界的電源情況、溫度情況等等一切的變化，系統(tǒng)始終能保持高精度輸出所需要的一定質(zhì)量的X線，外界條件滿足不了所要求的工作條件時(shí)，系統(tǒng)便可報(bào)警，并拒絕執(zhí)行下步程序。采用了此套控制方法后，X光系統(tǒng)實(shí)質(zhì)上已成為一個(gè)較為精確標(biāo)準(zhǔn)的X光發(fā)生源。
在上述方法中需要解釋的是，要獲得在X線發(fā)生系統(tǒng)工作范圍內(nèi)的精確控制，必須建立X線管KV、mA、A的精確數(shù)學(xué)表達(dá)式，在建立數(shù)學(xué)式中，由于X光管為一陰極射線管，其有關(guān)特性曲線由廠家提供，但要獲得高精度的數(shù)學(xué)模型，必須在實(shí)踐中得出數(shù)據(jù)，由回歸的方程得到。由于X光管在生產(chǎn)工藝中的差別，所以其特性曲線也有微小的差別，但它的回歸方程的形式是一樣的。
其形式為A＝a·kV2+b·mA2+c·KV+d·mA+e·KV·mA+f式中mA管電流 KV管電壓 A燈絲電流a、b、c、d、e、f為系數(shù)。
2、采用雙次曝光方法依靠計(jì)算測定病人胸部對(duì)X線的實(shí)際衰減量(1)采用雙次曝光方法，在病人胸部對(duì)側(cè)設(shè)一光電管陣，第一次曝光采用一束額定質(zhì)量的X線對(duì)病人胸部進(jìn)行穿透，由計(jì)算機(jī)采集每只光電管因被穿透的X線所形成的光電流逐個(gè)經(jīng)AD轉(zhuǎn)換后的數(shù)字量。
(2)計(jì)算機(jī)將輸入的數(shù)字量進(jìn)行比較選出最大值和最小值。
(3)確定第二次曝光攝片條件用實(shí)驗(yàn)的方法建立一系列對(duì)X線的最大穿透值(未被肋骨所遮蓋的肺組織)和最小穿透值(縱膈)與最佳胸片攝片條件(KV、mA、S)之間的二維表格，由計(jì)算機(jī)根據(jù)該病人對(duì)X線的衰減極值來查出適合該病人的最佳X線攝片條件，輸入X線發(fā)生系統(tǒng)，這里的攝片條件輸入即為上述計(jì)算機(jī)動(dòng)態(tài)跟蹤修正方法步驟(6)中的第二種輸入方式，即計(jì)算機(jī)根據(jù)人體情況確定的攝片條件自動(dòng)輸入。
(4)由供片系統(tǒng)將膠片置入病人的攝片位置，X線發(fā)生系統(tǒng)在此條件下進(jìn)行攝片。
(5)下片，系統(tǒng)等待下一輪工作。
3、設(shè)計(jì)并使用一種X線管電流無級(jí)控制裝置本發(fā)明還設(shè)計(jì)了一種X線管電流無級(jí)控制裝置由比較積分放大電路，線性光電耦合電路、欠流和過流信號(hào)電路、脈沖調(diào)制電路、方波正弦波形變換電路、全波整流電路、電流調(diào)整電路、電流負(fù)反饋電路、脈沖發(fā)生與延遲電路以及電源供給電路構(gòu)成。各電路的構(gòu)成和原理如下所述(1)比較積分放大電路其結(jié)構(gòu)為一運(yùn)算放大器Ici構(gòu)成的具有比較積分性質(zhì)的運(yùn)算放大電路，它有兩個(gè)輸入端，反相輸入來自X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的DA轉(zhuǎn)換器輸出的模擬電壓，同相輸入端來自電流反饋電路，而來自電流反饋端的電壓為一主頻為2倍電源頻率的直流脈動(dòng)電壓，為了在輸出端獲得平直的信號(hào)，避免整個(gè)電路在控制中產(chǎn)生振蕩，故將C1跨在運(yùn)放的輸出端和反相輸入端，使此電路具有積分性質(zhì)。
(2)線性光電耦合電路通過本級(jí)電路將比較積分放電路的輸出信號(hào)用光電耦合方法達(dá)到電路上絕緣且能將信號(hào)傳輸過去的目的。光電耦合電路的輸出為-PNP管射極耦合電路，其流過發(fā)光二極管的電流I＝(Vi-0.7)/R5(Vi為本級(jí)電路的輸入電壓)，0.7為三極管基射電壓降，二極管D1和R4將正電壓鉗位至地電壓。因?yàn)檎麄€(gè)裝置的精度和線性度取決于比較積分放大電路和電流負(fù)反饋電路的精度和線性度，對(duì)其他電路要求并不嚴(yán)格，故本級(jí)電路采用一普通的光電耦合器，在5～20mA范圍內(nèi)具有一定的線性耦合度。其耦合過去的電流在R6上形成了一電壓去下級(jí)電路，至此，前級(jí)電路與后級(jí)電路的信號(hào)耦合已告完成，使級(jí)間形成無電的聯(lián)系，故實(shí)現(xiàn)了前后級(jí)的絕緣狀態(tài)。避免了前級(jí)電路(一般與計(jì)算機(jī)硬件相連)與后級(jí)電路(與外界電源相連)互相干擾的情況發(fā)生。
(3)欠流和過流信號(hào)電路欠流和過流信號(hào)電路由兩個(gè)電壓比較器Ic2、Ic3構(gòu)成，由R9、W1、W2組成其報(bào)警電壓域值，當(dāng)比較積分放大電路的輸出端出現(xiàn)低于欠流值(一般情況下為X光燈絲供電機(jī)構(gòu)發(fā)生斷路，以及電流反饋機(jī)構(gòu)發(fā)生故障)時(shí)，則欠流比較器的輸出端輸出一高電平去控制欠流報(bào)警裝置;當(dāng)上級(jí)電路的輸出出現(xiàn)高于過流域值時(shí)(一般為電路后級(jí)的大功率調(diào)整管出現(xiàn)擊穿短路以及其他電路故障)，則過流比較器的輸出端輸出一高電平控制過流報(bào)警裝置。
(4)方波正弦波波形變換電路該級(jí)電路為一低通有源濾波器和一高通有源濾波器串聯(lián)構(gòu)成的帶通濾波器，其帶通頻率f與電源頻率相同。故當(dāng)其輸入端輸入一頻率＝f的方波信號(hào)時(shí)，在其輸出端便可獲得一失真度很小的、與方波頻率一樣的正弦波波形，但因帶通濾波器相位上的超前或滯后，其輸出的正弦波與輸入的方波在相位上有一個(gè)固定的相位差。
(5)全波整流電路本級(jí)電路為運(yùn)算電路的基本形式之一“絕對(duì)值運(yùn)算電路”，所不同的是其電路中第二級(jí)運(yùn)放Ic7的反饋電阻R21，不是跨接在Ic7的輸出端和反相輸入端，而是跨接在其后級(jí)電流調(diào)整電路功率管T4的發(fā)射極和Ic7的反相輸入端間，當(dāng)其輸入端輸入一正弦信號(hào)Vi時(shí)，其后級(jí)電流調(diào)整電路功率管T4的發(fā)射極電阻R24上，便出現(xiàn)一正弦波全波整流的電壓波形信號(hào)，電路中要求R16＝R18＝R20，R19＝2R20，且誤差＜1‰。
(6)電流調(diào)整電路本級(jí)電路為一大功率管的電流調(diào)整電路，當(dāng)單管功率不夠時(shí)，可將多個(gè)管并聯(lián)，使多個(gè)管的基極與T4的基極并接在一起，集電極與T4的集電極并接在一起，發(fā)射極通過另加的均恒電阻與T4的發(fā)射極電阻R24的熱端并接在一起。此大功率T4管通過全波整流電路與X線管燈絲變壓器初極和電流互感器串聯(lián)按到燈絲供電的交流電源中，其交流環(huán)路中電流的大小和波形與大功率管T4所流過的電流大小和波形有關(guān)，且還受到外界交流電源波形的鉗制。即大功率管中流過的電流大小及波形和外界電源的波形決定了環(huán)路的電流大小和波形，所以，當(dāng)電流調(diào)整電路的輸入電壓波形與調(diào)整管T4集電集的電壓波形同形、同相時(shí)，則調(diào)整管T4在此交流環(huán)路中就相于為一只純電阻在前級(jí)電路的控制下來穩(wěn)定此交流環(huán)路的電流。T4與T3為一復(fù)合的射極耦合電路，其環(huán)路電流I只取決于前級(jí)全波整流電路的輸入電壓Vi的絕對(duì)值，即I＝｜Vi/R24｜，故外界電源電壓的變化(電壓必須大于一給定值，即T4上必須有20V的壓降)對(duì)環(huán)路中電流的變化是無關(guān)的，從而體現(xiàn)了穩(wěn)流的特性。在實(shí)際工作中，輸入電壓正是一組與T4同頻、同相的正弦波全波整流脈動(dòng)電壓，故這個(gè)電路具有對(duì)交流環(huán)路電流的穩(wěn)定的控制，其交流電流的大小取決于Vi的高低，即I交＝Vi/R24。
由于X線管的燈絲上對(duì)地有50KV以上的電壓，可以通過燈絲變壓器的初級(jí)電感耦合到交流環(huán)路上，從而對(duì)電路中的調(diào)整管等元件造成擊穿或損害，故在實(shí)際電路中，除了對(duì)T4的BVCEO要求＞1000V外，還必須加脈沖消除電路，C6R25組成的一阻容吸收電路、D9與D10為穩(wěn)壓值500V左右的穩(wěn)壓管相反串聯(lián)跨在環(huán)路上，當(dāng)＞500V的脈沖到時(shí)，可將其鉗位至500V，有了這兩組保護(hù)電路后，即可以可靠地保護(hù)電路中的各元器件。
電流互感器將環(huán)路中的電流互感后反映到電流反饋電路中，對(duì)此電流互感器的要求是，互感比為100∶1，環(huán)路中電流為100～500mA時(shí)，互感器的次級(jí)短路電流為1～5mA，且對(duì)其線性度有一定的要求。
(7)電流負(fù)反饋電路此電路的作用是將環(huán)路中的電流強(qiáng)弱變化為直流電壓反饋給比較積分放大電路。電路的第一級(jí)為一電流電壓變換器，為提高電路的共扼抑制性，采用對(duì)稱輸入故電路中R26＝R27時(shí)，其輸出電壓V0＝-2I0R27。電路第二級(jí)為絕對(duì)值運(yùn)算電路，當(dāng)輸入一交變電壓時(shí)，輸入為一全波整流電壓。
此電路是整個(gè)電路中的反饋電路，其精度、線性及穩(wěn)定性決定了整個(gè)電路的精度、線性和穩(wěn)定性，故實(shí)際電路中，對(duì)此電路中的所有的運(yùn)放均采用高精度，高穩(wěn)定和低溫漂的運(yùn)放電路(如OP-07)，所有電阻均采用高精度及低溫漂的類型。
(8)脈沖發(fā)生與延遲電路此電路的作用是取得一系列與電源同頻的方波信號(hào)，且將其延遲后輸給脈沖調(diào)制電路，以完成光電耦合信號(hào)的調(diào)制，其延遲作用在于補(bǔ)償方波正弦波波形變換過程中的相位上的差異，使調(diào)整管的基級(jí)輸入電壓的波形與其集電極控制電壓的波形同頻、同相。
電路的第一級(jí)為一電源頻率方波發(fā)生電路，實(shí)質(zhì)上為電壓比較器，輸入一交變電壓，從而在其輸出端獲得一與電源頻率相同的方波。IC11是末端為OC輸出的電壓比較器(如LM311)，故在應(yīng)用中十分方便，不需對(duì)輸入電壓進(jìn)行整流，D13與D14的作用將輸入電壓鉗位至0.7V，以保護(hù)電壓比較器的輸入端。電路的第二級(jí)為全脈沖延遲電路，將由前級(jí)輸入的方波進(jìn)行高精度的全波延遲，電路由異或門IC14、單穩(wěn)態(tài)電路Ic12、和D觸發(fā)器Ic13構(gòu)成，延遲時(shí)間由W4和C7決定。
其原理是單穩(wěn)態(tài)電路觸發(fā)端前所加的異或門可交替取出信號(hào)的上升沿和下降沿觸發(fā)脈沖，電路將其脈沖延遲到W4和C7所規(guī)定的時(shí)間后發(fā)出，后接的D觸發(fā)器每得到一個(gè)單穩(wěn)脈沖就翻轉(zhuǎn)1次，一方面使異或門能及時(shí)地交替完成同相和反相的功能，一方面輸出一精確延遲的全方波電路，延遲時(shí)間可調(diào)節(jié)W4改變。
(9)電源供給電路此電路供給光電耦合器之后的各級(jí)以及與之相連的脈沖發(fā)生延遲電路±15V低壓電源。而光電耦合器以前的比較積分放大電路和與之相連的電流負(fù)反饋電路則由X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)電源供給，與此電源無關(guān)，從而實(shí)現(xiàn)電路上的絕緣。
此電路為一普通的交直流電源變換電路，包括整流二極管D15、D16、D17、D4、濾波電容C8-C13和穩(wěn)壓集成電路Ic15、Ic16所組成，采用固定的三端穩(wěn)壓集成電路使之簡單可靠，其輸出為兩組共地電源，電壓為±15V。
X線發(fā)生系統(tǒng)的管電壓kV可采用碳輪調(diào)壓器經(jīng)AD轉(zhuǎn)換，計(jì)算機(jī)控制伺服電機(jī)構(gòu)成一閉環(huán)系統(tǒng)來實(shí)現(xiàn)無級(jí)控制，也可用計(jì)算機(jī)根據(jù)外界電壓來切換變壓器繞組來實(shí)現(xiàn)。曝光時(shí)間S由計(jì)算機(jī)內(nèi)CTC完成。
本發(fā)明提出的智能化胸片X線自動(dòng)攝片方法的主要優(yōu)點(diǎn)是1、具有所有攝片條件的無級(jí)調(diào)節(jié)，實(shí)現(xiàn)了全部調(diào)節(jié)范圍的連續(xù)性。
2、采用動(dòng)態(tài)跟蹤修正的方式使X光機(jī)的輸出劑量十分精確。
3、對(duì)外界的環(huán)境變化具有自適應(yīng)性和調(diào)整性，不論在任何條件下均能高精度的正常工作、因而對(duì)外界要求低，若外界條件不能滿足X光機(jī)的要求時(shí)，還可自動(dòng)報(bào)警，進(jìn)入保護(hù)程序。
4、對(duì)不同人體的胸厚有精確的測“厚”功能，在以上X光發(fā)生源的配合下能使X光片得到精確的感光。
5、在整個(gè)胸片攝制中不靠人為的經(jīng)驗(yàn)，從而消除了胸片攝制中人為的誤差，且對(duì)操作者的專業(yè)素質(zhì)要求低。
6、由于膠片感光量的一致性好，可直接對(duì)膠片定時(shí)定溫沖洗、利用采用自動(dòng)沖片系統(tǒng)、減輕勞動(dòng)強(qiáng)度。
本系統(tǒng)的雛形樣機(jī)已經(jīng)研制成功，自動(dòng)攝片二千余張，收到極好的控制效果。其主要性能如下一、管電壓50-100kV全部為整數(shù)無極調(diào)節(jié)平均誤差為±1kV二、管電流30-200mA為整數(shù)無極調(diào)節(jié)平均誤差為±1mA三、曝光時(shí)間0.04～9.99秒以0.01為檔次任意調(diào)節(jié)四、總體對(duì)膠片密度控制(保證沖片的定時(shí)定溫精度)±0.2D。


圖1胸部X線智能化自動(dòng)攝片系統(tǒng)方框2計(jì)算機(jī)X線控制系統(tǒng)方框3雙次曝光自動(dòng)攝片系統(tǒng)圖4X光膠片感光效應(yīng)與黑化度的特性曲線圖5X線機(jī)管電流無級(jí)控制裝置電路圖下面結(jié)合附圖對(duì)本發(fā)明做進(jìn)一步的描述本發(fā)明設(shè)計(jì)的胸片X線機(jī)管電流無級(jí)控制裝置、電源電壓傳感器、環(huán)境溫度傳感器、高分辨DA轉(zhuǎn)換器供片系統(tǒng)、光電二極管陣、片標(biāo)志打印系統(tǒng)、人體提升系統(tǒng)、PIO、SIO組成，如圖1、圖3、圖5所示。
采用計(jì)算機(jī)智能化控制，實(shí)現(xiàn)動(dòng)態(tài)跟蹤修正的具體方法步驟是1、根據(jù)X線管的中等功耗在計(jì)算機(jī)內(nèi)設(shè)定一管電壓kV和燈絲電流A的初始參數(shù)，機(jī)器開機(jī)后，將兩個(gè)設(shè)定參數(shù)預(yù)置到X線發(fā)生系統(tǒng)內(nèi)。
2、用計(jì)算機(jī)測定曝光前外界環(huán)境溫度T和電源電壓V曝前。
3、在此條件下曝光，同時(shí)測定實(shí)際的管電壓kV，管電流mA和曝光時(shí)的電源電壓V曝光，計(jì)算出電源電壓降V降＝V曝前-V曝時(shí)，(管電壓kV可測量高變壓器的初級(jí)，然后換算出來)。
4、計(jì)算機(jī)計(jì)算出曝光時(shí)的電源電流Ao＝kV·mA/V曝時(shí)和外電界阻Ω外＝V降/Ao-Ω內(nèi)(Ω內(nèi)一般為定值，在X線發(fā)生系統(tǒng)制造時(shí)已確定)5、由計(jì)算機(jī)求出實(shí)際管電流mA和管電壓kV所反應(yīng)燈絲上的燈絲電流值A(chǔ)計(jì)算＝a·KV2+b·mA2+c·kV+d·mA+e·KV·mA+f其中a、b、c、d、e、f為系數(shù)。
用計(jì)算出的燈絲電流值減去實(shí)際給出的燈絲電流值得出燈絲電流誤差A(yù)δ＝A計(jì)算-A6、輸入一組攝片條件(管電壓kV、管電流mA和曝光時(shí)S，此組攝片條件可以由操作員通過計(jì)算機(jī)鍵盤輸入，也可以是在自動(dòng)攝片中由計(jì)算機(jī)根據(jù)人體情況確定的攝片條件自動(dòng)輸入。
7、由計(jì)算機(jī)判別輸入的攝片條件是否符合X線發(fā)生系統(tǒng)的工作范圍，否則自動(dòng)報(bào)警顯示。
8、由計(jì)算機(jī)求出在攝片條件下的燈絲電流A計(jì)算＝a·kV2+b·mA2+c·kV+d·mA+ekV·mA+f用計(jì)算出的燈絲電流值減去燈絲電流的綜合誤差得出此組條件下準(zhǔn)確的燈絲電流給定值A(chǔ)＝A計(jì)算-Aδ9、由計(jì)算機(jī)計(jì)算出包含了內(nèi)外壓降的管電壓預(yù)置值kV預(yù)置先求出曝光時(shí)的電流AoAo＝KV·mA/V曝時(shí)＝KV·mA/(V曝前-Ω外·Ao)解方程 Ω外·A2o-V曝前·Ao+KV·mA＝0(取正值)然后計(jì)算電源壓降V降＝Ao·Ω外計(jì)算內(nèi)部電壓降V內(nèi)＝Ao·Ω內(nèi)(1+Tα)(α為銅的溫度系統(tǒng)數(shù)，Ω內(nèi)是0℃時(shí)的機(jī)器內(nèi)阻，T為攝氏溫度)最終計(jì)算出預(yù)置管電壓值kV預(yù)置＝kV+V降+V內(nèi)注kV為管電壓換算為高壓發(fā)生器的初級(jí)電壓。
10、由計(jì)算機(jī)判別外界電源條件是否滿足目前預(yù)置的攝片條件，否則自動(dòng)報(bào)警顯示。
11、計(jì)算機(jī)將X線發(fā)生系統(tǒng)的攝片條件自動(dòng)調(diào)整到經(jīng)跟蹤修正后的實(shí)際燈絲電流值A(chǔ)和預(yù)置管電壓值kV預(yù)置，以及曝光時(shí)間S。
12、到此為止計(jì)算機(jī)完成了對(duì)X線發(fā)生系統(tǒng)上次曝光所遺留的管電壓和管電流誤差在本次攝片條件下的修正，然后程序返回方法步驟2循環(huán)工作，系統(tǒng)實(shí)質(zhì)上處在一個(gè)不斷工作，不斷修正的狀態(tài)中。
本發(fā)明的自動(dòng)攝片條件選擇采用了雙次曝光方法測定病人胸部對(duì)X線的實(shí)際衰減量，從而確定出適合該病人的攝片條件。如圖3所示，在病人胸部對(duì)側(cè)設(shè)置一光電二極管陣，通過A/D轉(zhuǎn)換器將第一次透射產(chǎn)生的光電流信號(hào)輸入計(jì)算機(jī)，計(jì)算機(jī)將輸入的信號(hào)進(jìn)行比較，選出最大值和最小值，然后計(jì)算機(jī)根據(jù)用實(shí)驗(yàn)的方法已建立的一系列X線衰減量的最大和最小值與最佳胸片攝制條件(kV、mA、S)之間的二維表中查出適合病人的最佳X線胸片攝制條件。從計(jì)算機(jī)動(dòng)態(tài)跟蹤修正的控制程序步驟6中按第二種方式輸入。即計(jì)算機(jī)根據(jù)人體情況確定的攝片條件自動(dòng)輸入，計(jì)算機(jī)對(duì)X線發(fā)生系統(tǒng)預(yù)置了攝片條件后，由供片系統(tǒng)將膠片置入病人的攝片位置，X線發(fā)生系統(tǒng)在此條件下進(jìn)行攝片，同時(shí)進(jìn)行標(biāo)誌打印，即完成了第二次曝光，然后下片，等待下一輪工作。
本發(fā)明提出的X線機(jī)管電流無級(jí)控制裝置的電路圖如圖5所示，其電路構(gòu)成及連接關(guān)系如下1、X線機(jī)管電流無級(jí)控制裝置由比較積分放大電路、欠流過流信號(hào)電路線性光電耦合電路、方波正弦波波形變換電路、全波整流電路、電流調(diào)整電路電流負(fù)反饋電路、脈沖發(fā)生與延遲電路以及電源供給電路構(gòu)成。
2、比較積分放大電路由運(yùn)算放大器Ic1、積分電容C1、反饋電阻R3和輸入電阻R1、R2構(gòu)成，Ic1的同相輸入端通過R2連接電流反饋電路的輸出端，Ic1反相輸入端通過R1連接X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的DA轉(zhuǎn)換器輸出的電壓。
3、線性光電耦合電路由PNP管T1、發(fā)光二極管一光敏三極管光電耦合器G、電阻R4、R5、R6、二極管D1、構(gòu)成，其輸入端T1的基極通過R4與比較積分放大電路的輸出端相連接，光電耦合器內(nèi)的發(fā)光二極管的陽極接T1的集電極，陰極接X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的低壓負(fù)電源，光電耦合器的光敏三極管的集電極接本裝置的正電源;發(fā)射極通過R6接本裝置電源地端。
4、欠流和過流信號(hào)電路由電壓比較器Ic2、Ic3、電阻R7、R8、R9、電位器W1、W2、構(gòu)成，其欠流電壓比較器Ic2的同相輸入端和過流電壓比較器的反相輸入端分別通過輸入電阻R7、R8與比較積分放大電路的輸出端相接，R9、W1、W2組成一分壓器跨接在X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的電源地端和負(fù)電源之間，且R9與W1的相接端接Ic2的反相端，W1與W2的相接端接Ic3的同相端。
5、脈沖調(diào)制電路由三極管T2電阻R10、R11組成，其發(fā)射極接本裝置電源的地端，而集電極通過R10與光電耦合電路的光敏三極管的發(fā)射極相接，基極通過R11與脈沖延遲電路D觸發(fā)器Ic13的Q輸出端相接;
6、方波正弦波波形變換電路為一帶通濾波器，其帶通頻率與交流電源頻率相同，由運(yùn)放Ic4、Ic5、電容C2、C3、C4、C5、電阻R12、R13、R14、R15構(gòu)成，其輸入端接脈沖調(diào)制電路T2的集電極。
7、全波正流電路為由Ic6、Ic7、開關(guān)二極管D2、D3、電阻R16、R17、R18、R19、R20、R21、R22構(gòu)成的一種絕對(duì)值運(yùn)算電路，所不同的是反饋電阻R21應(yīng)接Ic7輸出端的一端接在了電流調(diào)整電路T4的發(fā)射極上，其輸入端接方波正弦波波形變換電路的輸入端。
8、電流調(diào)整電路由NPN三極管T3、T4、整流二極管D5、D6、D7、D8、穩(wěn)壓二極管D9、D10、電阻R23、R24、R25、電容C6、電流互感器B2、X線機(jī)燈絲變壓器B1的初級(jí)構(gòu)成，T3的集電極接本裝置的正電源，發(fā)射極通過R23與本裝置電源的地端相接，并與T4的基極相接，T3的基極與全波整流電路的輸出端相接，T4的發(fā)射極通過R21與Ic7的反相輸入端相接，且還通過R24與本裝置的電源地端相接，D5、D6、D7、D8組成的全波整流電路;其一交流輸入端與電流互感器B2的初級(jí)和燈絲變壓器B1的初級(jí)串聯(lián)接交流電源的一端;其另一交流輸入端直接接交流電源的另一端。兩交流輸入端之間串聯(lián)接入C6和R25，以及串入一對(duì)負(fù)極相對(duì)的D9、D10，其全波整流電路的正極輸出端接T4的集電極;其負(fù)極輸出端與本裝置電源的地端相接。
9、電流負(fù)反饋電路由電流電壓變換器和全波整流電路組成，其電流電壓變換器為典型的平衡輸入的互電阻電路，由Ic8的兩個(gè)輸入端接電流互感器次級(jí)繞組的兩端，全波整流電路為典型的絕對(duì)值運(yùn)算電路，由運(yùn)放Ic9、Ic10、電阻R28、R29、R30、R31、R32、R33、電位器W3、開關(guān)二極管D11、D12構(gòu)成，其輸入端接電流電壓變換器的輸出端;其輸出端通過R2與比較積分放大電路的同相輸入端相接。
10、脈沖發(fā)生與延遲電路此電路由方波發(fā)生器和全脈沖延遲電路組成，方波發(fā)生器由電壓比較器Ic11、電阻R34、R35、R36、整流二極管D13、D14所構(gòu)成。其中Ic11的反相輸入端通過R34接電源變壓器B3的次級(jí)繞組的一端;同相輸入端通過R35與本裝置的地端相接(本裝置地電位與電源變壓器B3次級(jí)的中心抽頭相接)，Ic11的同、反相輸入端之間并聯(lián)接入正、反向兩個(gè)二極管D13、D14，Ic11的輸出端為電壓比較器內(nèi)部三極管的開路集電極，且通過R36與本裝置電源正極相聯(lián)，其內(nèi)部三極管的發(fā)射極與本裝置電源的地端相接。全脈沖延遲電路由異或門Ic14、單穩(wěn)態(tài)電路Ic12、D觸發(fā)器Ic13以及延遲時(shí)間調(diào)節(jié)電阻W4、電容C7組成，其異或門的輸出端接單穩(wěn)態(tài)電路的觸發(fā)端-TR，其一輸入端與方波發(fā)生器的輸出端和Ic13的D端相接;異或門的另一輸入端接Ic13的Q，Ic12的Q接Ic13的CP端，Ic12的觸發(fā)端TR接本裝置的電源地端，Ic12的T1、T2端之間接C7，而T1端接本裝置電源地端，T2端通過W4接本裝置正電源，Ic13的R、S端接本裝置電源地端，Ic13的Q端通過R11與T2的基極相接。
本裝置整個(gè)電路的制作要點(diǎn)1、在示波器的監(jiān)視下，調(diào)節(jié)脈沖延遲電路中的W4，使燈絲變壓器初級(jí)B1兩端的電壓波形失真最小。
2、根據(jù)所用的X光管燈絲變壓器的初級(jí)最大電流，調(diào)節(jié)W3使計(jì)算機(jī)DA的模擬電壓(0～10V)能夠復(fù)蓋X光管的整個(gè)燈絲電流工作范圍且稍大一此。即使DA的模擬值最大時(shí)，其環(huán)路電流可達(dá)到X光管燈絲變壓器初級(jí)最大電流的110%，以便留有一些調(diào)節(jié)余量。
3、調(diào)節(jié)W1和W2分別使欠流和過流電壓域值調(diào)到所需的范圍，以獲得當(dāng)電流小于欠流值時(shí)發(fā)出欠流信號(hào)，當(dāng)電流大于過流值時(shí)出過流信號(hào)。
利用X線衰減量的最大值和最小值帶入數(shù)學(xué)模型進(jìn)行計(jì)算或用查找專用表格的方法求kV.mA和S的最佳值的理論依據(jù)是1、在一定的沖片工藝保證下，X光膠片產(chǎn)生了一條特性曲線，如圖4所示，其中橫標(biāo)為膠片的感光效應(yīng)P，縱標(biāo)表示膠片密度D，而膠片感光效應(yīng)P與X光質(zhì)量kV·mA、S和被穿物體厚度δ的關(guān)系為P＝C·kV2·mA·S·(l-eδ)注當(dāng)靶片距為一常數(shù)時(shí)、一定的膠片增感效應(yīng)、kV在50～150之間。
其中kV為管電壓、mA為管電流、S為曝光時(shí)間、P為膠片感光效應(yīng)、δ為被穿物體的厚度、C為比例常數(shù)、e為自然對(duì)數(shù)的底。
2、在胸片的攝制中，一般要求胸片中無肋骨遮蓋的肺組織密度定為1.6左右，而這一點(diǎn)恰好是胸部對(duì)X光衰減量最小的一點(diǎn)，在穿透采樣中，此點(diǎn)信號(hào)最大。另外要求胸部縱膈處密度為0.25左右，而這一點(diǎn)為胸部對(duì)X光衰減量最大的一點(diǎn)，即穿透采樣信號(hào)的最小點(diǎn)。
3、實(shí)際上每個(gè)人胸部采樣中的最大最小點(diǎn)是不一樣的，因此，為了能得到在密度上能符合上述標(biāo)準(zhǔn)(肺密度1.6、縱膈密度0.25)，所以必須通過改變X線的質(zhì)量(kV、mA、S值)來達(dá)到合適的膠片感光效應(yīng)。據(jù)以上數(shù)學(xué)表達(dá)式可列出一方程組P肺＝C·kV2·mA·S·(1-e肺δ)P隔＝C·KV2·mA·S·(1-e膈δ)注式中P肺等于膠片密度1.6時(shí)的感光效應(yīng)、P隔等于膠片密度為0.25時(shí)的感效應(yīng)、肺δ和膈δ分別表肺和縱膈的厚度，它們分別由穿透采樣的各自信號(hào)計(jì)算而來。
解此聯(lián)立方程即可求出kV、mA、S值。此值即為該人胸部膠片密度上獲得指定密度時(shí)的X光條件。
權(quán)利要求
1.一種胸部X線智能化自動(dòng)攝片方法，其特征在于(1)利用計(jì)算機(jī)對(duì)外界條件進(jìn)行動(dòng)態(tài)跟蹤和修正，確定出應(yīng)對(duì)X線發(fā)生系統(tǒng)預(yù)置的燈絲電流A和管電壓kV預(yù)置值，方法如下①根據(jù)X線管的中等功耗在計(jì)算機(jī)內(nèi)設(shè)定一管電壓KV和燈絲電流A的初始參數(shù)，機(jī)器開機(jī)后，將兩個(gè)設(shè)定參數(shù)預(yù)置到X線發(fā)生系統(tǒng)內(nèi)；②用計(jì)算機(jī)測定曝光前外界環(huán)境溫度T和電源電壓V曝前；③在此條件下曝光，同時(shí)測定實(shí)際的管電壓KV，管電流mV和曝光時(shí)的電源電壓V曝時(shí)，計(jì)算出電源電壓降V降=V曝前-V曝時(shí)，(管電壓KV可通過測量高壓變壓器的初級(jí)，然后換算出來)；④計(jì)算機(jī)算出曝光時(shí)的電源電流；A0=KV·mA/V曝時(shí)和外界電阻Ω外=V降/A0-Ω內(nèi)(Ω內(nèi)一般為定值，在X線發(fā)生系統(tǒng)制造時(shí)已確定)⑤由計(jì)算機(jī)求出實(shí)際管電流mA和管電壓KV所反應(yīng)在燈絲上的燈絲電流值A(chǔ)計(jì)算=a·KV2+b·mA2+c·KV+d·mA+e·KV·mA+f其中a、b、c、d、e、f為系數(shù)；用計(jì)算出的燈絲電流值減去實(shí)際給出的燈絲電流值得出燈絲電流誤差A(yù)δ=A計(jì)算-A⑥輸入一組攝片條件(管電壓KV、管電流mA和曝光時(shí)間)，此組攝片條件可以由操作員通過計(jì)算機(jī)鍵盤輸入，也可以是自動(dòng)攝片中由計(jì)算機(jī)根據(jù)人體情況確定的攝片條件自動(dòng)輸入；⑦由計(jì)算機(jī)判別輸入的攝片條件是否符合X線發(fā)生系統(tǒng)的工作范圍，否則自動(dòng)報(bào)警顯示；⑧由計(jì)算機(jī)求出此攝片條件下的燈絲電流A計(jì)算=a·KV2+b·mA2+c·KV+d·mA+e·KV·mA+f用計(jì)算出的燈絲電流值減去燈絲電流的綜合誤差得出此組條件下準(zhǔn)確的燈絲電流給定值A(chǔ)=A計(jì)算-Aδ⑨由計(jì)算機(jī)算出包含了內(nèi)外壓降的管電壓預(yù)置值KV預(yù)置先求出曝光時(shí)的電源電流AδA0=KV·mA/V曝時(shí)=KV·mA/(V曝前-Ω外·A0)解方程 Ω外·A2-V曝前·A0+KV·mA=0(取正值)然后計(jì)算電源電壓降V降=A0·Ω外計(jì)算內(nèi)部電壓降V內(nèi)=A0·Ω內(nèi)(1+Ta)(a為銅的電阻溫度系數(shù)、Ω內(nèi)為0℃時(shí)的機(jī)器內(nèi)阻，T為攝氏溫度)最終計(jì)算出預(yù)置管電壓值KV預(yù)置=KV+V降+V內(nèi)注KV為管電壓換算為高壓發(fā)生器的初級(jí)電壓；⑩由計(jì)算機(jī)判別外界電源條件是否滿足目前預(yù)置的攝片條件，否則自動(dòng)報(bào)警顯示；計(jì)算機(jī)將X線發(fā)生系統(tǒng)的攝片條件自動(dòng)調(diào)整到經(jīng)跟蹤修正后的實(shí)際燈絲電流值A(chǔ)和預(yù)置管電壓值KV預(yù)置以及曝光時(shí)間S；程序返回去步驟②，循環(huán)工作、整個(gè)系統(tǒng)處于動(dòng)態(tài)跟蹤和修正的工作狀態(tài)；(2)采用雙次曝光原理測定病人胸部對(duì)X線的實(shí)際衰減量具體方法如下①采用雙次曝光方法，在病人胸部對(duì)側(cè)設(shè)一光電管陣，第一次曝光采用一束額定質(zhì)量的X線對(duì)病人胸部進(jìn)行穿透，由計(jì)算機(jī)采集每只光電管因被穿透的X線所形成的光電流逐個(gè)經(jīng)AD轉(zhuǎn)換后的數(shù)字量；②計(jì)算機(jī)將輸入的數(shù)字量進(jìn)行比較選出最大值和最小值；③確定第二次曝光攝片條件用實(shí)驗(yàn)的方法建立一系列對(duì)X線的最大穿透值(未被肋骨所遮蓋的肺組織)和最小穿透值(縱膈)與最佳胸片攝片條件(KV、mA、S)之間的二維表格，由計(jì)算機(jī)根據(jù)該病人對(duì)X線的穿透極值來查出適合該病人的最佳X線攝片條件，輸入X線發(fā)生系統(tǒng)，這里的攝片條件輸入即為上述計(jì)算機(jī)動(dòng)態(tài)跟蹤修正方法步驟(6)中的第二種輸入方式，即計(jì)算機(jī)根據(jù)人體情況確定的攝片條件自動(dòng)輸入；④由供片系統(tǒng)將膠片置入病人的攝片位置，X線發(fā)生系統(tǒng)在此條件下進(jìn)行攝片；⑤下片，系統(tǒng)等待下一輪工作；(3)、設(shè)計(jì)并使用一種X線管電流無級(jí)控制裝置①X線機(jī)管電流無級(jí)控制裝置由比較積分放大電路、欠流過流信號(hào)電路、線性光電耦合電路、方波正統(tǒng)波波形變換電路、全波整流電路、電流負(fù)調(diào)整電路電流反饋電路、脈沖發(fā)生與延遲電路以及電源供給電路構(gòu)成；②比較積分放大電路由運(yùn)算放大器Ic1、積分電容C1、反饋電阻R3和輸入電阻R1、R2構(gòu)成，Ic1的同相輸入端通過R2連接電流反饋電路的輸出端，Ic1反相輸入端通過R1連接X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的DA轉(zhuǎn)換器輸出的電壓；③線性光電耦合電路由PNP管T1、發(fā)光二極管一光敏三極管光電耦合器G、電阻R4、R5、R6、二極管D1、構(gòu)成，其輸入端T1的基極通過R4與比較積分放大電路的輸出端相連接，光電耦合器內(nèi)的發(fā)光二極管的陽極接T1的集電極，陰極接X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的低壓負(fù)電源，光電耦合器的光敏三極管的集電極接本裝置的正電源；發(fā)射極通過R6接本裝置電源地端；④欠流和過流信號(hào)電路由電壓比較器Ic2、Ic3、電阻R7、R8、R9、電位器W1、W2、構(gòu)成，其欠流電壓比較器Ic2的同相輸入端和過流電壓比較器的反相輸入端分別通過輸入電阻R7、R8與比較積分放大電路的輸出端相接，R9、W1、W2組成一分壓器跨接在X線機(jī)計(jì)算機(jī)控制系統(tǒng)的電源地端和負(fù)電源之間，且R9與W1的相接端接Ic2的反相端，W1與W2的相接端接Ic3的同相端；⑤脈沖調(diào)制電路由三極管T2電阻R10、R11組成，其發(fā)射極接本裝置電源的地端，而集電極通過R10與光電耦合電路的光敏三極管的發(fā)射極相接，基極通過R11與脈沖延遲電路D觸發(fā)器Ic13的Q輸出端相接；⑥方法正弦波波形變換電路為一帶通濾波器，其帶通頻率與交流電源頻率相同，由運(yùn)放Ic4、Ic5、電容C2、C3、C4、C5、電阻R12、R13、R14、R15構(gòu)成，其輸入端接脈沖調(diào)制電路T2的集電極；⑦全波正流電路為由Ic6、Ic7、開關(guān)二極管D2、D3、電阻R16、R17、R18、R19、R20、R21、R22構(gòu)成的一種絕對(duì)值運(yùn)算電路，所不同的是反饋電阻R12應(yīng)接Ic7輸出端的一端接在了電流調(diào)整電路T4的發(fā)射極上，其輸入端接方波正弦波波形變換電路的輸入端；⑧電流調(diào)整電路由NPN三極管T3、T4、整流二極管D5、D6、D7、D8穩(wěn)壓二極管D9、D10、電阻R23、R24、R25、電容C6、電流互感器B2、X線機(jī)燈絲變壓器B1的初級(jí)構(gòu)成，T3的集電極接本裝置的正電源，發(fā)射極通過R23與本裝置電源的地端相接，并與T4的基極相接，T3的基極與全波整流電路的輸出端相接，T4的發(fā)射極通過R21與IC7的反相輸入端相接，且還通過R24與本裝置的電源地端相接，D5、D6、D7、D8組成的全波整流電路；其一交流輸入端與電流互感器B2的初級(jí)和燈絲變壓器B1的初級(jí)串聯(lián)接交流電源的一端；其另一交流輸入端直接接交流電源的另一端。兩交流輸入端之間串聯(lián)接入C6和R25，以及串入一對(duì)負(fù)極相對(duì)的D9、D10，其全波整流電路的正極輸出端接T4的集電極；其負(fù)極輸出端與本裝置電源的地端相接；⑨電流負(fù)反饋電路由電流電壓變換器和全波整流電路組成，其電流電壓變換器為典型的平衡輸入的互電阻電路，由Ic8的兩個(gè)輸入端接電流互感器次級(jí)繞組的兩端，全波整流電路為典型的絕對(duì)值運(yùn)算電路，由運(yùn)放Ic9、Ic10、電阻R28、R29、R30、R31、R32、R33、電位器W3、開關(guān)二極管D11、D12構(gòu)成，其輸入端接電流電壓變換器的輸出端；其輸出端通過R2與比較積分放大電路的同相輸入端相接；⑩脈沖發(fā)生與延遲電路此電路由方波發(fā)生器和全脈沖延遲電路組成，方波發(fā)生器由電壓比較器Ic11、電阻R34、R35、R36、整流二極管D13、D14所構(gòu)成。其中Ic11的反相輸入端通過R34接電源變壓器B3的次級(jí)繞組的一端；同相輸入端通過R35與本裝置的地端相接(本裝置地電位與電源變壓器B3次級(jí)的中心軸頭相接)，Ic11的同、反相輸入端之間并聯(lián)接入正、反向兩個(gè)二極管D13、D14、IC11的輸出端為電壓比較器內(nèi)部三極管的開路集電極，且通過R36與裝置電源正極相聯(lián)，其內(nèi)部三極管的發(fā)射極與本裝置電源的地端相接。全脈沖延遲電路由異或門Ic14、單穩(wěn)態(tài)電路Ic12、D觸發(fā)器Ic13及延遲時(shí)間調(diào)節(jié)電阻W4、電容C7組成，其異或門的輸出端接單穩(wěn)態(tài)電路的觸發(fā)端-TR，其一輸入端與方波發(fā)生器的輸出端和Ic13的D端相接；異或門的另一輸入端接IC13的Q，Ic12的Q接Ic13的CP端，Ic12的觸發(fā)端TR接本裝置的電源地端，Ic12的T1、T2端之間接C7，而T1端接本裝置電源地端，T2端通過W4接本裝置正電源，IC13的R、S端接本裝置電源地端，Ic13的Q端通過R11與T2的基級(jí)相接。
全文摘要
本發(fā)明提出了一種用電子計(jì)算機(jī)控制的智能化胸部X線自動(dòng)攝片方法，其主要特點(diǎn)是1.利用電子計(jì)算機(jī)動(dòng)態(tài)跟蹤和修正X線發(fā)生系統(tǒng)的一切內(nèi)外部誤差，使之成為一臺(tái)精確標(biāo)準(zhǔn)的X線發(fā)生源；2.設(shè)計(jì)并使用了一種X線機(jī)管電流無級(jí)控制裝置，在計(jì)算機(jī)的高分辨的DA轉(zhuǎn)換器控制下，能實(shí)現(xiàn)X線管電流的無級(jí)、高精度控制，控制精確度達(dá)±1mA；3.采用雙次曝光方法依靠計(jì)算機(jī)測定病人胸部對(duì)X線的實(shí)際衰減量，消除了胸片攝制中的人為誤差。
文檔編號(hào)H05G1/34GK1048299SQ90103469
公開日1991年1月2日 申請日期1990年7月13日 優(yōu)先權(quán)日1990年7月13日
發(fā)明者汪鮮, 羅虹, 鄭華 申請人:徐州礦務(wù)局