现有普通X射线机采用管电压50kV至125kV。这个范围对0-3岁的 幼儿能量太高，由于婴幼儿体型较小，骨骼还未完全钙化，X射线基本是全 部透过，所以难于得到清晰的X光照片。用于乳腺成像诊断的专用X光机采 用的典型管电压范围是20-32kV，均不适用于0-3岁的幼儿。
另外，运动的人体在摄片过程中会在胶片上产生运动伪影，使图像模糊。 0-3岁的幼儿难以如成年人一样在进行X射线照射测量时保持静止，因而由 于幼儿的频繁移动，普通X射线机难于获得幼儿的清晰X光照片。同样，呼 吸和心跳也会影响X射线照射图像的清晰度。
此外，由于婴幼儿处于快速成长发育的阶段，体内的幼稚细胞较多，对 电离辐射特别敏感，因此X射线对儿童尤其有害。因此，儿童需要避免大面 积的X射线照射以减少接受不必要的X射线辐射剂量，所以只能照射必要的 部位，而其余的部位应该屏蔽在X射线照射范围以外，而且X射线技师、医 生及患儿家长都应避免X射线照射。普通的X射线机没有考虑这样的X射线 辐射防护。

本发明的一个目的在于提供一种X射线机，适用于对0-3岁的幼儿进 行X射线成像。本发明的另一个目的在于提供一种能够进行同步曝光控制的 X射线机。
为了实现上述目的，本发明提供一种X射线机，包括：X射线管，通过 调节其灯丝与阳极靶面距离以及其灯丝罩与阳极靶面距离的至少一个，使X 射线管以管电压25-50kV产生X射线，以便用于0-3岁儿童的X射线成 像。
进而，本发明的X射线机，在沿X射线照射方向X射线出线口和放置 被照射人体的台面下各设置有小孔准直器，台面上设置有准直标志，以便X 射线通过两个小孔准直器和准直标志进行准直。由此，通过测量两个不同能 量I01、I02的X射线通过骨骼和软组织时的吸收率和吸收衰减后的能量I1、 I2，可以按照以下公式计算骨密度MB，单位为g/cm2：
MB＝(u1SJ2-u2SJ1)/(u1Su2B-u2Su1B)
J1＝ln(I01/I1)，J2＝ln(I02/I2)
其中，下标1和2分别表示对应两个不同入射能量的相关数值，uB、uS 分别为骨骼B和软组织S的吸收衰减系数。
本发明的X射线机还包括：X射线防护装置，在X射线管的出口和被照 射人体之间设置有可伸缩的铅防护腔，能够伸长到与人体的被摄部位接触， 使得只在被摄部位的照射范围内辐射X射线，而其余部分被铅防护腔屏蔽于 X射线之外。这样，使漏射线和散射线更小，比普通的X射线机具有更完善 的射线防护。
本发明还提供一种X射线机同步曝光控制系统，包括：检测装置，用于 自动识别被摄人体状态，并且根据识别的人体状态判断人体状态满足设定条 件时，输出触发信号；以及同步曝光控制器，用于根据检测装置输出的触发 信号执行自动同步曝光。通过自动同步曝光控制，仅仅进行一次合适的曝光 操作就可获得清晰的X射线成像图像，从而避免了多次X射线曝光施加于人 体的不必要的X射线辐射，而且提高了设备的使用效率。
本发明还提供一种X射线成像方法，包括：通过调节X射线管的灯丝与 阳极靶面距离以及其灯丝罩与阳极靶面距离的至少一个，使X射线管以管电 压25-50kV产生X射线，以便用于0-3岁儿童的X射线成像。
在所述X射线机或者X射线成像方法中，灯丝与阳极靶面距离范围是 13～15mm，灯丝罩与阳极靶面距离范围是8～10mm。
在所述X射线机或者X射线成像方法中，包括X射线过滤器，由0.5至 2.5mm的铝当量的金属构成，用于过滤能量低且不能提供清晰影像的X射线， 以便输出25kV-50kV的软X射线；其中所述X射线管使用钼靶或铑靶； 并且其中所述X射线机产生的X射线采用管电压：25kV-35kV适用于0 -1岁儿童；30kV-40kV适用于1-2岁儿童；35kV-50kV适用于2-3 岁儿童。
附图说明
通过下面结合附图进行的描述，本发明的上述和其他目的和特点将会变 得更加清楚。
图1显示根据本发明的X射线机的原理示意图。
图2说明使用图像判别法实现同步曝光控制。
图3说明使用光电判别法实现同步曝光控制。
图4说明使用雷达法实现同步曝光控制。
图5说明根据本发明实现呼吸/脉搏同步曝光控制。
图6A说明根据本发明进行移动同步曝光控制时身体移动状态信号的相 对幅度f随时间t变化的曲线图；而图6B和6C分别显示根据本发明进行呼 吸同步曝光控制和脉搏同步曝光控制时呼吸状态信号的相对幅度f和脉搏信 号的相对幅度b随时间t变化的曲线图。
图7是根据本发明实现采用X射线双能量法测量骨密度的方法的X射线 机的配置示意图。
图8是包括根据本发明的X射线防护装置的X射线机的配置示意图。
图9显示了本发明的一个实施例的旋转阳极X射线球管的结构示意图。
图10是图9的局部放大图，用于说明灯丝及灯丝罩与阳极靶面的距离。
优选实施方式
以下，参照附图来详细说明本发明的实施方式。在所有附图中，相同的 附图标号代表相同或者类似的部件。
图1显示根据本发明的X射线机的原理示意图。参照图1，根据本发明 的X射线机包括具有钼靶或铑靶12的X射线管10。X射线管10中的灯丝 11由电流发生器13产生的电流加热，从而产生活跃的电子，在由高压发生 器14施加于灯丝11和靶12上的电压的加速下，轰击靶12产生X射线。X 射线在经过X射线过滤器22过滤能量后，照射在被摄体80(例如人体)的 一部分组织上。经过人体80衰减的X射线通过活动滤线栅23滤除使图像模 糊的散射线后，照射在有增感屏并放置X射线感光胶片的胶片暗盒91和X 射线传感器90上，获得曝光成像的X射线胶片和成像射线剂量信号。
图9显示了本发明的一个实施例的旋转阳极X射线球管的结构示意图， 而图10是图9中圆圈部分所示的放大图，用于说明灯丝及灯丝罩与阳极靶面 的距离。参照图9和图10，X射线球管10中的灯丝11与阳极12靶面的距离 受使用管电压、灯丝罩19的大小和形状、管内真空度等因素影响，但是世界 上各球管厂家的制造工艺差别不大，灯丝罩19的大小和形状、管内真空度基 本相同，所以X射线球管灯丝与阳极靶面距离取决于使用管电压的大小。距 离过大，则在小电压条件下曝光时无法输出X射线或X射线剂量偏小；距离 过小，则在大电压条件下曝光时发生闪络击穿故障。
如图10所示，ds是灯丝罩与阳极靶面的距离，da是灯丝与阳极靶面的 距离。一般da-ds＝5mm，在工程上一般常用灯丝罩与阳极靶面的距离ds。
乳腺X射线球管灯丝与阳极靶面距离da为11～12mm，灯丝罩与阳极靶 面的距离ds为6～7mm，对应于管电压20～35kV；普通X射线球管灯丝与 阳极靶面距离da范围是17～25mm，ds为12～20mm，对应于管电压50～ 150kV。本发明所述的X射线球管灯丝与阳极靶面距离da范围是13～15mm (最佳值为14mm)，ds为8～10mm(最佳值为9mm)，对应于管电压25～ 50kV。
作为实施的例子，da取13、14或15mm，ds取8、9或10mm，管电压 采用25、30、35、40或50kV，对于儿科X射线成像，可以获得清楚的成像。
本发明使用0.5-2.5mm铝当量的金属板X射线过滤器22，可滤除25kV 以下的对成像无用的射线，使25-50kV的软X射线在总射线中的比例加强。 该范围的X射线特别适用于0-3岁儿童的X射线成像。其中，采用管电压 25kV-35kV适用于0-1岁儿童；30-40kV适用于1-2岁儿童；35-50kV 适用于2-3岁儿童。作为实施的例子，X射线过滤器22可以使用0.5、1.0、 1.5或2.5mm铝当量的金属板。
根据本发明的X射线机还包括：控制计算机及电路30，其可控制高压发 生器14和电流发生器13产生一定能量范围的稳定X射线，还可在曝光时同 步启动活动滤线栅23滤除使成像模糊的散射线，使得成像清晰；操作面板显 示器31，用于向控制计算机及电路30输入操作命令和进行曝光参数的显示； 以及同步曝光控制器35，根据从移动检测装置40获得的移动状态和从呼吸/ 脉搏检测装置50获得的呼吸/脉搏状态，向控制计算机及电路30输出曝光触 发信号，由控制计算机及电路30控制高频高压发生器14工作，触发曝光操 作。本发明的X射线机还包括自动曝光控制器(包含在控制计算机及电路30 内)，根据从X射线传感器90接收的射线剂量信号，基于预先由控制计算机 及电路30设置的停止条件来控制曝光停止时间，从而在控制计算机及电路 30的控制下，与同步曝光控制器35一起确定曝光持续时间。X射线传感器 90可以采用电离室或者光电倍增管(PMT)，用于向自动曝光控制器提供经 过放大处理的X射线强度的电信号。
此外，靶12可以是固定阳极或旋转阳极，由控制计算机及电路30在曝 光前启动旋转阳极驱动器15驱动而旋转，以增加靶面的热容量，提高曝光允 许电流，减小曝光时间，从而提高成像的清晰度。
下面结合图2-5说明移动同步曝光控制的具体方式，这是根据幼童易动 特点而设计的全自动同步曝光控制器，用以自动识别儿童身体的移动状态， 并且根据识别的移动状态判断儿童处于预定的静止状态时，就输出曝光触发 信号，仅仅使用一次合适的操作就可完成X射线曝光而清晰成像。
图2说明使用图像判别法实现同步曝光控制，其中由CCD摄像机41、 实时图像处理器42和相关系数生成计算机43实现图1中的移动检测装置40 的功能。通过自然可见光，CCD摄像机拍摄位于台面81上的被摄人体80的 状态图像，然后CCD摄像机拍摄的人体状态图像作为视频信号输入实时图像 处理器42，在此进行实时的连续图像处理运算。实时图像处理器42将连续 处理的图像数据输入相关系数生成计算机43，得到连续图像的相关系数。相 关系数生成计算机43通常由高速的处理器(DSP)构成，以满足实时计算处 理连续图像的相关系数的要求。当该相关系数高于设定值(例如90％)时， 表明人体的移动状态处于预定的静止状态，就产生触发信号，并且将触发信 号提供给同步曝光控制器35。然后，向控制计算机及电路30输出曝光触发 信号，由控制计算机及电路30控制高频高压发生器14工作开始辐射X射线， 从而开始进行X射线曝光。
图3说明使用光电判别法实现同步曝光控制，其中图1中的移动检测装 置40的功能由光源46、光电管47、成像透镜48、放大滤波器44和比较和 信号成形器45来实现。使用光源46照射台面81上的被摄人体80，由人体 80反射的光经成像透镜48成像后将人体80的图像投影在光电器件(光电管) 47上。光电管47将投影的图像光信号转换为电子信号，经放大、滤波电路 (放大滤波器)44处理后，滤除代表环境状态贡献的直流成分，得到人体光 照图像的变化信号。当此信号小于设定值时，表明人体的移动状态处于预定 的静止状态，因而由比较和信号成形器45将此信号与设定值进行比较，并且 产生经过信号成形的触发信号。与图2所述的后续过程类似，将产生的触发 信号提供给同步曝光控制器35，其产生的曝光触发信号触发控制计算机及电 路30进行X射线曝光。从光源46产生的光可以是可见光或者红外光(包括 激光)，而为了增强对周围环境光的抗干扰性能，通常对光进行调制和解调， 即将来自光源的光的频率或相位进行调制，而在光检测端进行解调。
图4说明使用雷达法实现同步曝光控制，其中图1中的移动检测装置40 的功能由发射源46’、信号发生器49、接收器47’、放大滤波器44和比较和 信号成形器45来实现。其中，由信号发生器49生成微波信号，通过发射源 46’照射台面81上的被摄人体80。由人体80反射的微波被接收器47’接收， 然后在此将反射的微波信号转换为电子信号，经放大、滤波电路(放大滤波 器)44处理后，滤除代表环境状态贡献的直流成分，得到人体位置状态的变 化信号。当此信号小于设定值时，表明人体的移动状态处于预定的静止状态， 因而由比较和信号成形器45将此信号与设定值进行比较，并且产生经过信号 成形的触发信号。与图2所述的后续过程类似，将产生的触发信号提供给同 步曝光控制器35，其产生的曝光触发信号触发控制计算机及电路30进行X 射线曝光。从信号发生器49产生的信号可以是微波，也可以是超声波或者其 它适于使用图4所示的电路实施的电磁波信号。
有关避免人体移动状态影响的同步曝光控制(也称为“移动同步曝光控 制”)的具体实施方式，除了上述的图像判别法、光电判别法、微波雷达法和 超声波雷达法，还可以使用机械震动法(未图示)。其原理是在台面81上设 置高灵敏度的震动传感器，当人体运动时，传感器输出震动信号，其大小反 映人体运动的剧烈程度。当此信号小于设定值时，表明人体的移动状态处于 预定的静止状态，就产生曝光触发信号。由此可见，所述的同步曝光控制的 具体实施方式并不限于以上所列举的，本领域技术人员可以采用其它的适当 变形来实现，如还可采用电容感应法等等。
图6A说明根据本发明进行移动同步曝光控制时，移动状态信号的相对 幅度f随时间t变化的曲线图。在通过控制计算机及电路30输入指令启动曝 光程序后，高频高压发生器14在控制计算机及电路30的控制下并不立即工 作，而使用上述移动检测装置40探测儿童人体80的移动状态，如在图6A 中的t1时刻。当儿童人体80暂停移动，如在图6A中的t2时刻，移动检测 装置40的输出(即移动状态信号)达到设置值允许的范围时，例如低于设置 阈值(除图像判别法以外)时，移动检测装置40输出曝光触发信号(更具体 的控制如上图2-4的说明)给控制计算机及电路30。控制计算机及电路30 控制高频高压发生器14开始工作，进行X射线曝光操作。在图6A中允许曝 光区间的某一时刻，例如t3时刻，X射线机的自动曝光控制器控制曝光的停 止。
通过移动同步曝光控制，可以有效去除由人体特别是婴幼儿人体的频繁 移动在胶片上产生的运动伪影，使得仅仅通过一次X射线曝光就能获得清晰 的X射线成像图像，从而避免了多次X射线曝光施加于人体的不必要的X射 线辐射，而且提高了设备的使用效率。
图5说明根据本发明实现呼吸/脉搏同步曝光控制，其中图1中的呼吸/ 脉搏检测装置50的功能由呼吸传感器51、脉搏传感器52、放大滤波器54和 比较判断和信号成形电路55来实现。
参照图5，由呼吸传感器51探测台面81上的被摄人体80的呼吸状态。 由呼吸传感器51探测的表示被摄人体80的呼吸状态的电子信号，经放大、 滤波电路(放大滤波器)54处理后，滤除代表干扰的直流成分，得到人体呼 吸状态的变化信号。当达到呼吸转换的稳定状态时，就产生触发信号，如后 面结合图6B所述。此后，仍然与图2所述的后续过程类似，将产生的触发信 号提供给同步曝光控制器35，其产生的曝光触发信号触发控制计算机及电路 30进行X射线曝光。所述的呼吸传感器可以是呼吸压力传感器或呼吸音响传 感器。
类似地，脉搏传感器52探测人体的心脏搏动状态，即心动曲线状态。由 脉搏传感器52探测的表示台面81上的被摄人体80的心动曲线状态的电子信 号，经放大、滤波电路(放大滤波器)54处理后，滤除代表干扰的直流成分， 得到人体脉搏的变化信号。当达到心跳间隙的稳定状态时，就产生触发信号， 如后面结合图6C所述。此后，仍然与图2所述的后续过程类似，将产生的触 发信号提供给同步曝光控制器35，其产生的曝光触发信号触发控制计算机及 电路30进行X射线曝光。所述的脉搏传感器可以是红外光电脉搏传感器、 心电脉搏传感器或心音脉搏传感器。
下面参照图6B和6C进一步说明根据本发明的呼吸同步曝光控制和脉搏 同步曝光控制。图6B和6C分别显示根据本发明进行呼吸同步曝光控制和脉 搏同步曝光控制时呼吸状态信号的相对幅度f和脉搏信号的相对幅度b随时 间t变化的曲线图。人并非总是在呼运动或吸运动，两者交替时存在相对的 停止期。如图6B所示，在利用呼吸传感器51探测的人的呼吸状态信号中， 在相对幅度f随时间t上升的呼周期和相对幅度f随时间t下降的吸周期之间 以及吸周期和呼周期之间都存在呼吸交替的相对平稳期，如图6B中所示的允 许曝光区间。而如图6C所示，在利用脉搏传感器52探测并且经过处理获得 的人的脉搏信号中，两次心跳脉冲的间隙也是人体相对平稳的状态。例如在 图6B和6C中的t1，在通过控制计算机及电路30输入指令启动曝光程序后， 高频高压发生器14在控制计算机及电路30的控制下并不立即工作，而使用 呼吸传感器51和脉搏传感器52探测人体80的呼吸和脉搏状态。在图6B中， 由比较判断和信号成形电路55对此呼吸状态信号进行比较判断，根据设定参 数，例如到达峰值或者谷值持续某一时间作为处于上述呼吸相对平稳期的判 据，以产生经过信号成形的触发信号。而在图6C中，由比较判断和信号成形 电路55对人体脉搏信号进行比较判断，根据设定参数，如到达峰值的时刻tp， 加上一延迟时间dt作为触发时刻t2＝tp+dt，即作为脉搏相对平稳状态的开 始时刻，以便产生经过信号成形的触发信号。延迟时间dt的作用在于避开脉 搏信号的峰值后一定时间内的非稳定期，可根据心跳测量的统计周期确定延 迟时间dt的适当值。上述产生的触发信号传递给同步曝光控制器35，然后由 控制计算机及电路30控制高频高压发生器14开始工作，进行X射线曝光操 作。然后，在图6B和6C中允许曝光区间的某一时刻，例如t3时刻，X射线 机的自动曝光控制器控制曝光的停止。
通过呼吸同步曝光控制和脉搏同步曝光控制，可以有效去除由呼吸和心 动脉搏引起的成像伪影，从而获得更清晰的X射线成像图像。
按照实际的X射线成像要求，可对从上述移动同步曝光控制、呼吸同步 曝光控制和脉搏同步曝光控制产生的曝光触发条件进行单独使用或组合使 用。例如，将三种曝光触发信号进行时间重合判断，从而使三个曝光触发条 件均得到满足，能够得到最清晰的图像。由于曝光时间短到只有0.01～0.5秒， 在实际使用中满足其中两个曝光触发条件相对容易一些。
下面参照图7说明使用根据本发明的X射线机采用X射线双能量法测量 骨密度的方法。图7是实现采用X射线双能量法测量骨密度的方法的X射线 机的配置示意图，其中仅显示了主要部件，并且为了简洁将省略与图1相同 标号的部件的功能的细节的说明。参照图7，在X射线管10的出口处设置第 一个小孔准直器25，X射线通过小孔准直器25照射到台面81上的人体80 的骨骼组织部位，这通过对准台面81上的准直标志28来实现。穿过人体骨 骼的X射线通过准直标志28和台面81下的第二个小孔准直器26，到达X射 线传感器90(如PMT)。第一个小孔准直器25和第二个小孔准直器26用于 准直X射线。由控制计算机及电路30控制高频高压发生器14使X射线管10 分时分别输出28kV和48kV的X射线，并固定X射线管的灯丝电流(例如 5mA)。X射线传感器90将两次测量的信号经放大滤波器94传送到AD转换 器32(可以集成于控制计算机及电路30中)，再送到控制计算机及电路30 进行处理，并显示出骨密度值。
骨密度值的计算方法是：测量两种不同能量的X射线通过骨骼和软组织 时的吸收率，然后通过求解以下方程：
I1＝I01exp(—u1BMB—u1SMS)
I2＝I02exp(—u2BMB—u2SMS)
式中I01、I02分别是两种X射线的入射强度，
I1、I2分别为透射后的测量强度，
MB、MS分别为骨骼(B)和软组织(S)的面密度，
uB、uS分别为骨骼(B)和软组织(S)的吸收衰减系数；
从而得到骨密度MB(单位：g/cm2)为：
MB＝(u1SJ2-u2SJ1)/(u1Su2B-u2Su1B)
其中J1＝ln(I01/I1)，J2＝ln(I02/I2)
骨密度测量功能可用于诊断儿童骨骼的钙化情况，如诊断儿童缺钙和儿 童佝偻病等。在控制计算机及电路30的控制下，通过选择开关，可切换设备 的摄片状态和骨密度测量状态。在骨密度测量状态，控制计算机及电路30将 测量和计算得到的骨密度数据显示出来。
下面参照图8说明使用根据本发明的X射线机进一步采用的X射线防护 装置。图8是包括根据本发明的X射线防护装置的X射线机的配置示意图， 其中仅显示了主要部件，并且为了简洁将省略与图1相同标号的部件的功能 的细节的说明。参照图8，在X射线管10的出口处设置射野控制器21，如 铅制的光阑，用于控制X射线的照射范围(射野)。在射野控制器21下到台 面81上的人体80之间设置有一个可伸缩的铅防护腔20，可以伸长到与人体 80的被摄部位接触，使得只在病人身上欲成像部位的射野范围内辐射X射线， 而其余部分被防护装置屏蔽于X射线之外，这样病人的其他部位和周围环境 均不受X射线照射。X射线通过人体80后，经过活动滤线栅23滤除对成像 有害的散射线，然后照射在胶片暗盒91和X射线传感器90上，完成X射线 曝光成像。在台面81底部还设置有一个去除一面面板的铅防护罩29，使得 射野控制器21控制的射野完全包含在铅防护罩29内。铅防护罩29可以是长 方体或者圆柱体等任何适合的形状，它使穿过台面81的剩余X射线不会泄 漏。
根据本发明的X射线防护装置，使漏射线和散射线更小，比普通的X射 线机具有更完善的射线防护，从而使操作人员和儿童的陪护家长也得到更好 的射线防护。
要注意，根据本发明的X射线防护装置可以应用于普通的X射线机改善 X射线防护性能。本发明不限于上述实施例，在不脱离本发明范围的情况下， 可以进行各种变形和修改。
工业应用
上述本发明的设计原理可应用于儿科X射线机以及儿科C型臂和儿科床 旁X射线机等等。