Claims (4)
Изобретение относитс к рентгенотехнике. Известны малогабаритные рентгеновские генераторы , содержащие высоковольтный трансформатор с первичной обмоткой, вторичной заземленной в средней точнее обмоткой и канальной обмоткой, подключенной одним концом к одному концу вторичной обмотки, рентгеновскую трубку . Недостатком данного генератора вл етс невозможность свободного регулировани анодного напр жени . Известен рентгеновский генератор, содержащий рентгеновскую трубку, высоковолыньш трансформатор с совмещенными втopи шoй накальной обмотками, причем вторична обмотка заземленным концом подключена к катоду рентгеновской трубки, .средства регулировани анодного напр жени 2 . Недостатком этого генератора вл етс невысока удельна мощность. Известны рентгеновские генераторы, в которых осуществл ют компенсацию изменений анод ного тока на трубке с помощью компенсационного трансформатора, включенного в первичную цепь трансформатора накала генератора 13. Наиболее близким к предлагаемому по технической сущности вл етс рентгеновский ге- нератор, содержащий рентгеновскую трубку, коммутатор главной цепи, высоковольтный трансформатор с первичной и вторичной . обмотками , регул тор анодного напр жени , включенный в цепь первичной обмотки высоковольтного трансформатора, средства подачи . напр жени накала на катод рентгеновской Трубки, включающие разделенную на две части накальную обмотку, средн точка которой подключена к одному выводу катода, средства стабилизаШП1 анодного тока при регулировании анодного напр же1ш , включающие датчик анодного тока и регулировочный трансформатор с первичной и вторичной обмотками, св заюаш со средствамиподачи напр жени накала на катод рентгеновской трубки 4. Однако известный генератор не обеспечивает остаточную точность стабилизации анодного ока при глубоком регулировании анЬдного апо жени . Цель изобретени заключаетс в повышении точности стабилизации анодного тока при глубоком регулировании анодного напр жени . Поставленна цель достигаетс тем, что в рентгеновском генераторе, содержащем рентгеновскую фубку, коммутатор главной цепи, высоковольтный трансформатор с первичной и вторичной обмотками, регул тор анодного напр жени , вклю ченный в цепь первичной обмотки высоковольтного трансформатора, средства Подачи напр жени накала на катод рентгеновской трубки, включающую разделенну на две части накальную обмотку, средства стабилизации анодного тока при регулировании анодного напр жени , включающие датчик анодного тока и регулировочный трансформатор с первичной и вторичной обмотками, в средств стабилизации анодного тока введены соединенный с датчиком анодного тока фильтр нижних частот, источник опорного напр жени , синхронизируемый от сети модул тор импульсов, к входам которого подключены выходы фильтра и источника, генератор высокочастотных импульсов, схема И к входам которой подключены выходы модул тора и генератора, усилитель мощности, вход которого соединен с выходом схемы И, а выход подключен к пе вичной обмотке регулировочного трансфор мато ра, подключенный к вторичной обмотке регулировочного трансформатора полосовой фильтр соединенный с фильтром выпр митель и две вентильные схемы, подключенные параллельно к выходу вьшр мител , причем концы накальной обмотки через вентильные схемы подключены к другому вьшоду катода рентгеновской трубки. о При этом обмотки регулировочного трансформатора и накальна обмотка введены непосредственно в высоковопьтный трансформатор . На фиг. 1 показана блок-схема рентгеновского генератора; на фиг. 2 - схема модул тора импульсов; на фиг. 3 - временные диаграммы напр жений и тока в генераторе. Генератор содержит рентгеновскую трубку питаемую от главного трансформатора 2, в состав которого вход т первична главна обмотка 3, вторична высоковольтна обмотка, заземленна в средней точке и разделенна таким образом на две части 4 и 5, разделенна на две части 6 и 7 накальна обмотка, срещю точка которой подключена к одному вьгооду катода рентгеновской трубки 1, первичную 8 и вторичную 9 регулировочные обмотки, образующие по существу регулировочный трансформатор . К вторичной регулировочной 9 обмотке подаслючен полосовой фильтр 10 с вьшр мителем 11, выход которого соединен с управл ю|Щими входами параллельно включе{шых вентидьных схем 12 и 13. Через вентильные схемы 12 и 13 концы накальной обмотки 6 и 7 подключены к другому вьшоду катода рентгеновской трубки 1. К первичной главной обмотке 3 трансформатора 2 через коммутатор 14 главной цепи подключен регул тор 15 анодного напр жени . В цепь заземлени средней точки вторичной высоковольтной 4 и 5 обмотки включен датчик 16 анодного тока, к которому подключен фильтр 17 нижних частот. Выход фильтра 17 подключен к одному входу модул тора 18 импульсов, к другому входу которого подключен выход источника 19 опорного напр жени . Синхронизацн работы модул тора 18 осуществл етс от сети. В схему также введены генератор 20 высокочастотных импульсов и схема И 21, к входам которой по лючены выходы модул тора 18 и генератора 20. Выход схемы И 21 соединен с входом усилител 22 мощности, выход которого подключен к первичной регулировочной 8 обмотке трансформатора 2.. Модул тор 18 импульсов содержит схему 23 сравнени , синхронизирующий выпр митель 24, последовательно соединенный с ним генератор 25 пилообразного напр же}ш , и компаратор 26, входы которого соединены с выходами схемы 23 сравнени и генератора 25 пилообразного напр жени . Схема генератора представл ет собой замкнутую импульсную систему стабилизации анодного тока рентгеновской трубки. Сигнал анодного тока с датчика 16 через фильтр 17, выдел ющий посто нную составл ющую,пропорциональную среддгему значению анодного тока, подаетс на инверсный вход модул тора 18 импульсов. На пр мой вход модул тора подаете опорное напр жение от источника 19 опорного напр жени . Модул тор 18 импульсов представл ет собой фазосдвигающее. устройство, положение переднего фронта выходного импульса UR которого относительно нулевой фазы напр жени сети DC зависит от величины сигнала разносга на выходе схемы 23 сравнени . Схемы таких модул торов известны и примен ютс в конденсаторных рентгеновских аппаратах с тиристорным регулированием напр жени главной цепи. Особенность данного модул тора заключаетс в том, что на выходе компаратора 26 отсутствует устройство формировани узких импульсов (например, дифференцирующа цепочка), обеспечивающее экономичный запуск тиристоров, в данном случае ншрокий импульс вл етс необходимым, поскольку он служит дл управлени вентильными схемами 12 и 13, выполненными на составных транзисторах . Вьшр митель 24 и генератор 25 вьтолн ют функцш синхронизации и задани линейно закона изменени модулируемой фазы. На выходе схемы U 21 формируютс пачки высокочастотных импульсов , длительность которых определ етс модул тором 19, а частота заполне1ш - генератором 20. Через усилитель 22 последовательность пачек высокочаст ных импульсов с частотой 100 Гц подаетс в первичную регулировочную обмотку 8 трансфо матора 2. Частота заполнени пачки импульсам составл ет 50-100 кГц. Высокочастотна составл юща наводитс во всех обмотках трансформатора 2, но выдел етс через полосовой резонансный фильтр 10 только с вторичной регулировочной обмотки 9. Практически на выходе фильтра 10 формируютс пачки высокочастотных импульсов, ана логичные пачкам Ug с выхода схемы И 21, но большей амплитуды, с небольшим уровнем модул ции, частотой питани главной цепи 50 Гц. Полученные пачки выпр мл ютс высокочастотным выпр мителем 11 с фильтрующим конденсатором (не показан) и в виде пр моугольных импульсов, аналогичных импул сам Uj, с выхода модул тора 18 подаютс параллельно на управл ющие входы вентильны схем 12 и 3. Накальные обмотки 6 и 7 совместно с вентильными схемами 12 и 13 образуют двухтактный управл емый выпр митель, нагрузкой которого вл етс накальный катод рентгеновской трубки 1. Изменение тока накал происходит посредством фазового сдвига пачкн импульсов относительно нулевой фазы напр же ни сети и, следовательно, изменени време1ш открытого состошш вентилей 12 и 13. В качестве управл емых вентилей применены мощные составные транзисторы, каждый из которых- последовательно соединен с диодом. Применение составных транзисторов обусловлено возможностью расшире1ш частотного диапазона генератора 20 по сравнению, например , с тиристорным вариантом выполнени вен тильных схем 12 и 13. Полосовой фильтр 10 выполнен в виде маломощного ре:зонансного трансформатора, собранного на одном ферритовом кольце. Резонансный фильтр позвол ет повысить козффициент передачи высокой частоты на вход выпр мител 11. В схеме применен маломощный высокочастотный выпр митель 11 в интегральном исполнении КД 906 весом около 0,6 г. В качестве регул тора 15 напр жени может примен тьс любое из известных устройств регулировани переме}шого напр жени , прин тых к рентгенотехнике. Кажда из обмоток 6 и 7 расситана на половину номинальной мощности цепи накала, так что выполнение накальной обмотки допол штельной в виде двух частей практически не измен ет размеры трансформатора 2 по сравнению с вариантом, когда используетс едина накальна обмотка. Предлагаема схема рентгеновского генератора испытани на макете, при испытани х глубина регулировани анодного напр жени состт вила 25-100%. Погрешность стабилизации среднего З1щчени анодного тока не превышала 2%. Дл сравнени можно отметить, что в аппарате АРМАН-1 при изменени напр жени питающей сети на 10%, анодный ток измен етс погги на 100% (поэтому в аппарат введено реле миллиамперсекунд, позвол ющее стабилизировать дозу излучени ). Отличие схем с различной инерционностью цепи накала заключаетс в динамических свойствах . Особенно зто заметно при включении системы. Динамика системы св зана также с частотной характеристикой ФНЧ 17. Процесс трансформации напр жени высокой частоты в главном трансформаторе предлагаемого устройства достаточ}ю сложен. Индуктивна св зь между обмотками 8 и 9 может осуществл тьс как через магнитопровод трансформатора , так и за счет электромагнитной св зи по воздуху (воздушный трансформатор). BbicoK04acTOTiib« i магнитный поток в серде«н нике модулируетс низкочастотным потоком холостого хода, создаваемым обмоткой 3. В тех 1штервалах времени, где поток холостого хода достигает максимума, высокочастотный поток уменьшаетс . Эта карпша наблюдаетс на экране осциллографа. Результаты проведеи1Ц )1х экспериментов позвол ют сделать вывод, что более эффективно передавать высокую частоту по воздуху. В зтом случае наблюдаетс слаба зависимость коэффициента передачи от процессов, происход щих в магнитопроводе главного трансформатора на низкой частоте. Электромагаитна св зь обмоток 8 и 9 по воздуху обеспевдваетс при их определенном конструквшном размеще1ши и в определенном частотном диапазоне. Так в испытанных макетах обмотки 8 и 9 располагались друг над другом и ширина каждой из этих обмоток составл ла не более 10-15% от ширины низкочастотных обмоток. В этом случае наблюдалась слаба экранировка высокочастотных обмоток низкочастотными . На холостом ходу обмотки 9 трансформащш с обмотки 8 осуществл лась на частоте до 200 кГц. При трансформации высокой частоты по оздуху коэффиц)-1ент передачи существенно ависит от нагрузки обмотки 9. Дл обеспечеи ее режима близко к холостому ходу, в сачестве управл емых ве1ггилей выбраны соетавные транзисторы, цепь зшравлени которых практически не потребл ет мощности. С целью защиты электроды транзисторов бьит шунтированы сопротивлениами величиной 50 кОм и конденсаторами 10000 пФ. Поврежде ни транзисторов из-за воздействи статического элек фичества не наблюдалось. Мощность потреблени цепью базы транзистора не превышала 0,02 Вт. Предлагаемый рентгеновский генератор позвол ет стабилизировать анодный ток рентгеновской трубки при глубоком регулировании анод ного напр жени , использу один главный трансформатор 2. Использование генератора поз вол ет расширить эксплуатационные возможност рентгеновских аппаратов, которые в насто щее врем работают только на одном значении анод ного напр жени , а также повысить удельную мощность аппаратов, работающих в широком диапазоне, но содержащих накальный трансформатор . Формула изобретени 1. Рентгеновский генератор, содержащий рентгеновскую , коммутатор главной цепи, высоковольтный трансформатор с первичной и вто{дачной обмотками, регул тор анодного напр жешш, включенный в цепь первичной обмотки высоковольтного трансформатора, средства подачи напр жени накала на катод рентгеновской трубки, включающие разделенную на две части накальнуго обмотку, средн точка которой подключена к одному вьюоду катода, федства стабилизации анодного тока «jMi регугафовании анодного напр жени , включающие датчик анодного тока и регулировочный трансформатор с первичной и вторичной 8 6;8 обмотками, св занный со средствами подачи напр жени накала на катод рентгеновской трубки, отличающийс тем, что, с целью повышени .точности стабилизации анодного тока при глубоком регулировании анодного напр жени , в средства стабилизации анодного тока введены соединенный с датчиком анодного тока фильтр нижних частот, источник опорного напр жени , С1шхронизируемый от сети модул тор импульсов, к входам которого подключены выходы фильтра и источника, генератор высокочастотнь х импульсов, схема И, к входам которой подключены выходы модул тора и генератора, усилитель мощности , вход которого соединен с выходом схемы И, а выход подключен к первичной обмотке регулировочного трансформатора, подключенный к вторичной обмотке регулировочного трансформатора полосовой фильтр, соединенный с фильтром выпр митель и две вентильные схемы, подключенные параллельно к выходу выпр мител , причем концы накальной обмотки через вентильные схемы подключены к Другому выводу катода, рентгеновской трубки. 2. Генератор по п. 1,отличающийс тем, что обмотки регулировочного трансформатора и накальна обмотка введены непосредственно в высоковольтный трансформатор. Источники информации, прин тые во внимание при экспертизе 1.Байза К.и др. Рентгенотехника, i АН Венгрии, Будапещт, 1973, с. 116-117. The invention relates to x-ray technology. Small-sized X-ray generators are known that contain a high-voltage transformer with a primary winding, a secondary grounded secondary wire in the middle, and a channel winding connected at one end to one end of the secondary winding X-ray tube. The disadvantage of this generator is the inability to freely control the anode voltage. A X-ray generator containing an X-ray tube, a high-voltage transformer with a second coiled filament winding, the secondary winding of a grounded end connected to the cathode of the X-ray tube, anode-voltage control means 2 is known. The disadvantage of this generator is the low specific power. X-ray generators are known in which they compensate for changes in the anode current on the tube by means of a compensation transformer included in the primary circuit of the generator-type transformer 13. The x-ray generator containing the x-ray tube, the main circuit switch, is closest to that proposed by the technical nature. , high voltage transformer with primary and secondary. windings, anode voltage regulator included in the primary circuit of the high voltage transformer, supply means. filament voltage to the cathode of an x-ray tube, including a filament winding divided into two parts, the midpoint of which is connected to one cathode terminal, means of stabilizing anode current when regulating the anode voltage, including an anode current sensor and an adjusting transformer with primary and secondary windings, svash with the means of supplying voltage to the cathode of the x-ray tube 4. However, the known generator does not provide the residual accuracy of the stabilization of the anode eye with deep regulation apo th voltage. The purpose of the invention is to improve the accuracy of stabilization of the anode current with deep adjustment of the anode voltage. The goal is achieved by the fact that in an X-ray generator containing an X-ray tank, a main circuit switch, a high-voltage transformer with primary and secondary windings, an anode voltage regulator connected to the primary winding of a high-voltage transformer, a means of applying filament voltage to the cathode of an x-ray tube including a filament winding divided into two parts, means for stabilizing the anode current when adjusting the anode voltage, including an anode current sensor and an adjustment trap a primary and secondary windings formattor; a low-pass filter connected to the anode current sensor, a reference voltage source, a pulse modulator synchronized from the mains are connected to the anode current stabilization means; the inputs of which are connected to the outputs of the modulator and the generator, the power amplifier, whose input is connected to the output of the circuit AND, and the output is connected to the primary winding of the regulating transformer connected to the watts In the oriental winding of the control transformer, a band-pass filter connected to the filter is a rectifier and two valve circuits connected in parallel to the output of the sensor, with the ends of the filament winding being connected to another end of the x-ray cathode through the valve circuits. о In this case, the windings of the control transformer and the incandescent winding are introduced directly into the high-voltage transformer. FIG. 1 shows a block diagram of an X-ray generator; in fig. 2 is a pulse modulator circuit; in fig. 3 shows timing diagrams of voltages and currents in the generator. The generator contains an X-ray tube powered by the main transformer 2, which includes the primary main winding 3, the secondary high-voltage winding, is grounded at the midpoint and is thus divided into two parts 4 and 5, divided into two parts 6 and 7, the winding winding, crossing the point of which is connected to one end of the cathode of the x-ray tube 1, the primary 8 and the secondary 9 adjusting windings, forming essentially an adjusting transformer. To the secondary adjustment winding 9, a bandpass filter 10 is connected with an output switch 11, the output of which is connected to control | Shchei inputs in parallel with the included ventilation circuits 12 and 13. Through the valve circuits 12 and 13, the ends of the filament winding 6 and 7 are connected to another cathode discharge X-ray tube 1. Anode voltage regulator 15 is connected to the primary main winding 3 of transformer 2 through the main circuit switch 14. The anode current sensor 16, to which the low-pass filter 17 is connected, is connected to the midpoint grounding circuit of the secondary high-voltage winding 4 and 5. The output of the filter 17 is connected to one input of the modulator 18 pulses, to the other input of which the output of the source 19 of the reference voltage is connected. The synchronization of the modulator 18 is carried out from the network. The generator also includes a generator 20 high-frequency pulses and a circuit 21, to the inputs of which are connected the outputs of the modulator 18 and the generator 20. The output of the circuit 21 is connected to the input of the power amplifier 22, the output of which is connected to the primary regulating 8 winding of the transformer 2 .. Module The pulse torus 18 comprises a comparison circuit 23, a synchronization rectifier 24, a saw-tooth generator 25 connected in series with it, and a comparator 26, the inputs of which are connected to the outputs of the comparison circuit 23 and sawtooth generator 25. The generator circuit is a closed impulse stabilization system for the anode current of the x-ray tube. The anode current signal from sensor 16 through the filter 17, which separates the constant component, which is proportional to the average value of the anode current, is fed to the inverse input of the pulse modulator 18. The direct input of the modulator is supplied by a reference voltage from the source 19 of the reference voltage. Pulse modulator 18 is phase shifting. device, the position of the leading edge of the output pulse UR of which relative to the zero phase voltage of the DC network depends on the magnitude of the signal of the spacing on the output of the comparison circuit 23. Circuits for such modulators are known and used in capacitor x-ray machines with thyristor voltage control of the main circuit. The peculiarity of this modulator is that there is no device for forming narrow pulses (for example, a differentiating chain) at the output of the comparator 26, which ensures an economical start of the thyristors, in this case, a wide pulse is necessary because it serves to control valve circuits 12 and 13, made on composite transistors. Expander 24 and generator 25 are responsible for synchronizing and linearly modulating the change of the modulated phase. At the output of the U 21 circuit, bundles of high-frequency pulses are formed, the duration of which is determined by the modulator 19, and the filling frequency is generated by the generator 20. Through the amplifier 22, the sequence of packs of high-frequency pulses with a frequency of 100 Hz is fed to the primary control winding 8 of the transformer 2. The filling frequency of the bundle pulses are 50-100 kHz. The high-frequency component is induced in all windings of transformer 2, but is separated through the band-pass resonant filter 10 only from the secondary adjusting winding 9. Almost at the output of filter 10, high-frequency impulses are formed, similar to Ug from the output of the And 21 circuit, but of greater amplitude, s a small level of modulation, power frequency of the main circuit 50 Hz. The resulting packs are rectified by a high-frequency rectifier 11 with a filtering capacitor (not shown) and in the form of rectangular pulses, similar to pulses Uj, from the output of the modulator 18 are fed in parallel to the control inputs of the valve circuits 12 and 3. Filament windings 6 and 7 together with valve circuits 12 and 13 form a push-pull controlled rectifier whose load is the filament cathode of the X-ray tube 1. The change in the glow current occurs through the phase shift of the pulsed pulses relative to the zero phase and and hence variations vreme1sh sostoshsh open valves 12 and 13. In an actuated valves used powerful component transistors, each of which- is connected in series with a diode. The use of composite transistors is due to the possibility of expanding the frequency range of the generator 20 compared to, for example, a thyristor version of the ventilating circuits 12 and 13. The band-pass filter 10 is made in the form of a low-power re: resonant transformer assembled on a single ferrite ring. The resonant filter allows to increase the high-frequency transmission coefficient to the input of rectifier 11. The circuit uses a low-power high-frequency rectifier 11 in an integral design KD 906 weighing about 0.6 g. Any of the known control devices can be used as the voltage regulator 15. alternating voltage taken to X-ray technology. Each of windings 6 and 7 is mated to half the nominal power of the heating circuit, so that the implementation of the filament winding in two parts does not practically change the dimensions of the transformer 2 compared to the option when a single filament winding is used. The proposed X-ray generator scheme was tested on a model; when tested, the depth of anode voltage regulation was 25–100%. The error in the stabilization of the average anode current is not more than 2%. For comparison, it can be noted that in the ARMAN-1 device, when the supply voltage is 10% changed, the anode current changes poggy by 100% (therefore, a milliamp-second relay is inserted into the device, allowing the radiation dose to be stabilized). The difference between circuits with different inertia of the heating circuit lies in its dynamic properties. This is especially noticeable when the system is turned on. The dynamics of the system is also associated with the frequency response of the low-pass filter. The process of transforming a high-frequency voltage in the main transformer of the proposed device is sufficiently complex. Inductive coupling between the windings 8 and 9 can be made both through the magnetic core of the transformer and through electromagnetic coupling over the air (air transformer). BbicoK04acTOTiib "i the magnetic flux in the heart" is modulated by the low-frequency idling flow created by the winding 3. In those 1 time intervals where the idling flow reaches its maximum, the high-frequency flow decreases. This carpsha is observed on the oscilloscope screen. The results of the 1x experiments allow us to conclude that it is more efficient to transmit the high frequency over the air. In this case, there is a weak dependence of the transmission coefficient on the processes occurring in the magnetic core of the main transformer at a low frequency. The electromagitic connection of the windings 8 and 9 over the air is ensured at their specific construction location and in a certain frequency range. So, in tested layouts, windings 8 and 9 were located one above the other and the width of each of these windings was no more than 10-15% of the width of the low-frequency windings. In this case, weak shielding of high-frequency windings by low-frequency ones was observed. At idle winding 9, the transform from winding 8 was performed at a frequency of up to 200 kHz. When transforming a high frequency according to the airflow coefficient, the transfer factor significantly depends on the load of the winding 9. To ensure its mode close to idle, as controlled voltages, selected transistors are selected, with which the reference circuit practically consumes no power. In order to protect the electrodes of the transistors, the bits are shunted by resistances of 50 kΩ and capacitors of 10,000 pF. No damage to the transistors due to static electricity was observed. The power consumption of the base circuit of the transistor did not exceed 0.02 watts. The proposed X-ray generator makes it possible to stabilize the anode current of the X-ray tube while deeply regulating the anode voltage using one main transformer 2. Using the generator allows you to expand the operational capabilities of X-ray machines that currently operate only on one value of the anode voltage and also to increase the specific power of the devices operating in a wide range, but containing a filament transformer. Claim 1. X-ray generator containing x-ray, main circuit switch, high-voltage transformer with primary and secondary windings, anode voltage regulator connected to the primary winding of high-voltage transformer, means for applying voltage to the cathode of the x-ray tube, including the divided into two parts a winding, the midpoint of which is connected to one cathode cable, the anode current stabilization jMi regulating the anode voltage, including an A current and control transformer with primary and secondary 8 6; 8 windings associated with the means of applying voltage to the cathode of the x-ray tube, characterized in that, in order to increase the accuracy of stabilizing the anode current with deep adjustment of the anode voltage, in means anodic current stabilization, a low-pass filter connected to the anode current sensor, a reference voltage source, a pulse modulator synchronized from the mains, and a generator connected to the outputs of the filter and the source; low-frequency pulses, the circuit And, to the inputs of which the outputs of the modulator and generator are connected, the power amplifier, whose input is connected to the output of the circuit And, and the output connected to the primary winding of the regulating transformer connected to the secondary winding of the regulating transformer bandpass filter connected to the rectifier filter the driver and two valve circuits connected in parallel to the output of the rectifier, with the ends of the filament winding being connected to the Other output of the cathode, x-ray tube, through the valve circuits. 2. The generator according to claim 1, characterized in that the windings of the regulating transformer and the incandescent winding are introduced directly into the high-voltage transformer. Sources of information taken into account during the examination 1. Baiz K. and others. X-ray technology, Academy of Sciences of Hungary, Budapest, 1973, p. 116-117.
2.Выложенна за вка ФРГ № 1564093, кл. 21 g 20/03, опублик. 1970. 2. Published for Germany No. 1564093, cl. 21 g 20/03, published 1970.
3.Шмелев В. К. Рентгеновские аппараты. М., Энерги , 1973, с. 318-319. 3.Shmelev V.K. X-ray machines. M., Energie, 1973, p. 318-319.
4.Блинов Н. Н. и др. Рентгенодиагностические аппараты. М., Медицина, 1976, с. 159160 (прототип).4. Blinov N. N. and others. X-ray diagnostic devices. M., Medicine, 1976, p. 159160 (prototype).
uu
:з: h
(pl/i.2 /л v /л /.(pl / i.2 / l v / l /.
V,V,
SfSf
накnak
VVJVVJ
I:.I:
4И4I
/ГЛ/РуГ ,/ Hl / rug,