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1、(10)授权公告号 CN 101605497 B (45)授权公告日 2012.09.05 CN 101605497 B *CN101605497B* (21)申请号 200880004808.X (22)申请日 2008.02.12 07102251.1 2007.02.13 EP A61B 6/00(2006.01) A61B 6/03(2006.01) (73)专利权人 皇家飞利浦电子股份有限公司 地址 荷兰艾恩德霍芬 (72)发明人 A范德恩德 (74)专利代理机构 永新专利商标代理有限公司 72002 代理人 王英 刘炳胜 US 4384360 ,1983.05.17, 说明书第 3。
2、 栏第 6-20 行， 附图 1. US 2002/0071523 A1,2002.06.13, 全文 . US 4651338 ,1987.03.17, 说明书第 2 栏第 23-49 行， 第 2 栏第 58-65 行 , 附图 1-2. US 4651338 ,1987.03.17, 说明书第 2 栏第 23-49 行， 第 2 栏第 58-65 行 , 附图 1-2. (54) 发明名称 一种具有冷却装置的医学诊断 X 射线设备 (57) 摘要 本发明涉及的医学诊断 X 射线设备 (1)， 其包 括 X 射线源 (13)、 与该 X 射线源连接的中空支架 (5)、 以及提供冷却装置用于。
3、在该 X 射线设备 (1) 的使用期间冷却 X 射线源 (13) 的冷却机构 (3)。 该冷却结构(3)在中空支架(5)的内部完全延伸， 从而降低了冷却装置渗漏的风险。 (30)优先权数据 (85)PCT申请进入国家阶段日 2009.08.12 (86)PCT申请的申请数据 PCT/IB2008/050501 2008.02.12 (87)PCT申请的公布数据 WO2008/099337 EN 2008.08.21 (51)Int.Cl. (56)对比文件 审查员 张宇 权利要求书 1 页 说明书 6 页 附图 4 页 (19)中华人民共和国国家知识产权局 (12)发明专利 权利要求书 1 页。
4、 说明书 6 页 附图 4 页 1/1 页 2 1. 一种医学诊断 X 射线设备 (1)， 包括 X 射线源 (13) 与所述 X 射线源连接的中空支架 (5)， 以及 冷却装置 (3)， 其全部在所述支架内部延伸并且包含在所述 X 射线设备运转期间用于 冷却所述 X 射线源的冷却剂， 其特征在于， 所述冷却装置 (3) 不具有至少部分地延伸出所述支架的冷却剂管道并且 包含在所述冷却装置中的所述冷却剂完全在所述支架内流通。 2. 根据权利要求 1 所述的医学诊断 X 射线设备 (1)， 其特征在于， 所述冷却装置 (3) 在 整个所述支架 (5) 内部延伸。 3. 根据权利要求 1 或 2 所。
5、述的医学诊断 X 射线设备 (1)， 其特征在于， 所述冷却剂与所 述支架 (5) 直接热接触。 4. 根据权利要求 3 所述的医学诊断 X 射线设备 (1)， 其特征在于， 所述冷却剂是空气。 5. 根据权利要求 1 所述的医学诊断 X 射线设备 (1)， 其特征在于， 所述冷却装置 (3) 具 有外壳 (15)， 所述 X 射线源 (13) 布置于所述外壳内部。 6. 根据权利要求 5 所述的医学诊断 X 射线设备 (1)， 其特征在于， 所述外壳 (15) 包括 冷却肋 (17)。 权 利 要 求 书 CN 101605497 B 2 1/6 页 3 一种具有冷却装置的医学诊断 X 射线。
6、设备 技术领域 0001 本发明涉及一种医学诊断 X 射线设备， 包括 ： 0002 X 射线源， 0003 与所述 X 射线源连接的中空支架， 0004 以及包含冷却剂的冷却装置， 其中所述冷却剂用于在 X 射线设备运转期间冷却 X 射线源。 背景技术 0005 在开篇段落中提及的该种类型的医学诊断 X 射线设备可以从德国实用新型 DE 295 10 802 U1 中获知。该已知的 X 射线设备是适合于外科应用的 X 射线设备。这种 X 射 线设备提供 C 形臂作为与 X 射线源连接的中空支架， 并具有包括 X 射线源双层壁外壳的冷 却装置。冷却剂流过该 X 射线源双层壁外壳， 所述冷却剂被。
7、提供以通过冷却剂管道， 并被位 于 C 形臂外部的冷却单元排出。该冷却单元、 冷却剂、 冷却剂管道和 X 射线源双层壁外壳形 成该已知 X 射线设备的冷却装置的一部分。 0006 在 X 射线设备的运转期间， 由 X 射线源生成的 X 射线导致产生大量的热。如果该 热不能驱散， X 射线源的温度将会增加， 并最终使 X 射线设备其余部分的温度也增加。如果 X 射线源的温度超过某个阈值， X 射线设备就会因安全原因而自动关闭， 在该 X 射线设备再 次接通之前， 该 X 射线源的温度首先必须减少到低于所述阈值的值。为了对其进行确保， 与 不具有冷却装置的X射线设备相比， 更长连续时间的X射线设备。
8、的运转成为可能， 该已知的 X 射线设备具有冷却装置。 0007 在外科应用中对于治疗房间内的卫生有着非常严格的规定， 使得具有开放性伤口 的患者不被病原体或其类似物感染。因而具有冷却装置的 X 射线设备的使用导致空气或其 他冷却剂被吹入治疗房间是不被允许的。在已知的适于外科应用的 X 射线设备中， 借助于 具有X射线源的双层壁外壳的冷却装置对X射线源进行冷却， 其中， 冷却剂在所述双层壁外 壳中流过。位于 C 形臂之外的冷却单元确保冷却剂首先经过经由 C 形臂内部部分延伸的第 一冷却剂管道， 然后提供给 X 射线源的双层壁外壳。在那里冷却剂吸收在 X 射线生成期间 由X射线源产生的部分热量，。
9、 并随后， 该冷却剂通过部分延伸通过C形臂的第二冷却剂管道 再次被运送至冷却单元。 0008 在 X 射线设备运转期间， 为了能够相对于患者正确地定位 X 射线源， 并且不改变 X 射线源的位置， C 形臂被精确地平衡。C 形臂质量的改变可能扰乱这一精确平衡。为了将对 C 形臂平衡的扰乱保持在最小， 与不具有冷却装置的 X 射线设备相比， 在已知 X 射线设备的 情况下， C 形臂质量的增加被保持为尽可能小。为达到此目的， 冷却单元被放置在 C 形臂之 外， 并且与不具有冷却装置的 X 射线设备相比， C 形臂质量的增加只是由 X 射线源的双层壁 外壳、 冷却剂管道 ( 在它们位于 C 形臂内。
10、的情况下 )、 以及存在于 C 形臂内的冷却剂管道内 的冷却剂所导致。 0009 适于外科应用的， 并提供具有 X 射线源双层壁外壳的冷却装置和位于 C 形臂外部 说 明 书 CN 101605497 B 3 2/6 页 4 的冷却单元的该已知 X 射线设备的缺点在于， 这种冷却装置的使用涉及冷却剂泄漏的风 险。该风险的原因在于冷却剂管道与冷却单元和 X 射线源双层壁外壳的连接是该已知的冷 却装置结构上的弱点， 尤其是冷却剂管道与位于 C 形臂外部的冷却单元的连接在 X 射线设 备运转期间可能会分离， 导致冷却剂泄漏到治疗房间。 发明内容 0010 本发明的一个目的在于提供开篇段落中提及的该种。
11、类型的医学诊断 X 射线设备， 其具有与已知的 X 射线设备的冷却装置相比， 冷却剂的泄漏风险降低的冷却装置。 0011 该目的通过根据本发明的， 其特征在于冷却装置完全地在支架内部延伸的医学诊 断 X 射线设备达到。该包括完全流通于支架之内的冷却剂的冷却装置利用冷却剂吸收在 X 射线生成期间产生的热来冷却 X 射线源。随后， 该冷却剂将吸收的热传输给支架， 所述支架 随后将热传输给 X 射线设备的周围环境。由于冷却装置完全在中空支架之内延伸， 根据本 发明的冷却装置不与延伸出支架之外的冷却剂管道进行连接， 其中， 该冷却剂管道在 X 射 线设备运转期间变得分离关联着将冷却剂泄漏至治疗房间的风。
12、险。 0012 另外的优点是根据本发明的 X 射线设备不具有至少部分地延伸出支架的冷却剂 管道。毕竟， 这意味着在 X 射线设备的运转期间， 机械压力不能在冷却剂管道里建立， 其中 该压力反过来影响着支架的平衡， 导致在 X 射线设备运转期间 X 射线源位置相对于患者的 改变。另外， 由于冷却剂管道不再至少部分地延伸出支架， 对患者和医疗人员而言， X 射线 设备的可到达性增加。如果该 X 射线设备在诸如治疗房间之类的有限尺寸的空间中使用， 这一点是尤其重要的。 0013 根据本发明的优选实施例为医学诊断 X 射线设备， 其特征在于冷却装置在整个支 架内充分延伸。 因此， X射线生成期间产生的。
13、， 并被冷却剂吸收的热可以被传输至整个支架， 该支架随后将热传输至X射线设备的周围环境。 由于这个事实 ： 不止支架的一小部分， 而是 整个支架可以吸收来源于 X 射线源的热， 并将所述热传输至周围环境， 支架的全部热容量 和全部辐射表面都被使用， 其结果是可以达到对 X 射线设备的非常有效地冷却。需要注意 的是， 在某些条件下， 用于将 X 射线源固定于支架上， 或者用于将适于探测 X 辐射的探测器 固定于支架上的安全装置， 可能形成支架的一部分。 0014 根据本发明的另一优选实施例为医学诊断 X 射线设备， 其特征在于冷却剂与支架 是直接热接触。不使用在整个支架内充分延伸的冷却剂管道， 。
14、而通过使冷却剂与支架直接 热接触， 冷却剂和支架之间的热传递效率增加并获得 X 射线设备的进一步改进的冷却。 0015 如果支架具有内部隔开物来分隔出至少两个可供冷却剂流通经过支架的通道， 就 可以获得 X 射线设备的进一步改进的冷却。这样的内部隔开物的示例是在支架内延伸、 并 平行于支架的分隔壁。该分隔壁具有至少两个开口以供冷却剂的流通， 由此分隔的通道彼 此直接连通。优选地分隔壁中的该至少两个开口中的一个位于支架一端的 X 射线源的直接 邻近区域， 第二个开口优选地位于支架的另一端的直接邻近区域。 0016 根据本发明的又一优选实施例为医学诊断 X 射线设备， 其特征在于冷却剂是空 气。 。
15、0017 使用空气作为冷却剂的优点是空气已经存在于中空支架之内， 并且不需要单独的 冷却剂。因此， 该冷却装置不仅比使用单独的冷却剂的冷却装置更简单， 也更便宜。 说 明 书 CN 101605497 B 4 3/6 页 5 0018 使用空气作为冷却剂的另一个优点是空气是轻冷却剂。为了使空气流通经过支 架， 不需要在例如以油或者水作为冷却剂的情况下所必需的重的、 昂贵的泵， 可替代地， 使 用鼓风机就足够了。因此， 该冷却装置不仅比使用重的、 昂贵的泵的冷却装置更便宜， 而且 由于轻冷却剂和鼓风机， 它也比使用更重的冷却剂和重的、 昂贵的泵的冷却装置轻得多。 另 外， 与使用比空气更重的冷却。
16、剂和重的、 昂贵的泵的冷却装置相比， 支架的平衡更不易反过 来受到影响。 0019 根据本发明的实施例是医学诊断 X 射线设备， 其特征在于冷却装置具有外壳， X 射 线源定位于该外壳之内。该外壳具有大的辐射表面， 因而在 X 射线生成期间， 由位于外壳内 的 X 射线源产生的热可以借助于该大的辐射表面被更有效地传输至冷却装置的其余部分， 并最终至 X 射线设备的周围环境。该外壳可以还包括另外的冷却剂。变压器油是该另外的 冷却剂的一个实际选择， 因为变压器油具有很低的电传导率， 其结果是避免了 X 射线源的 高压损害。 当然， 外壳内部也可以使用其他的冷却剂。 X射线源位于其内部的外壳不仅增加。
17、 了X射线设备冷却装置的效率， 也具有实际优势， 也即它将该另外的冷却剂保持在X射线源 的直接邻近区域， 如果 X 射线源必须被更换， 更换可以包括外壳的更换， 从而包含于该外壳 内的另外的冷却剂的泄漏风险被最小化。 0020 根据本发明的另一实施例是医学诊断 X 射线设备， 其特征在于外壳具有冷却肋。 冷却肋的使用导致围绕 X 射线源的外壳的表面增加， 导致 X 射线设备冷却装置的效率的进 一步增加。 附图说明 0021 将参考附图进一步说明本发明的这些和其他方面， 其中 ： 0022 图 1 是根据本发明的医学诊断 X 射线设备的示范性实施例的示意性侧视图 ； 0023 图 2 是沿着图 。
18、1 中的 A-A 线的示意性横截面视图 ； 0024 图 3a 是沿着图 1 中的 B-B 线的示意性横截面视图 ； 0025 图 3b 是沿着图 1 中的 C-C 线的示意性横截面视图 ； 以及 0026 图 4 是在 X 射线源运转过程中根据时间的 X 射线源温度的定性图， 所述 X 射线源 形成为以下设备的一部分 ： 0027 a) 不具有冷却装置的医学诊断 X 射线设备， 0028 b)根据本发明的具有冷却装置的医学诊断X射线设备， 其不具有X射线源的外壳， 以及 0029 根据本发明的具有冷却装置的医学诊断 X 射线设备， 其包括具有冷却肋的 X 射线 源外壳， 并且所述外壳包含另外。
19、的冷却剂。 具体实施方式 0030 图 1 是根据本发明的具有冷却装置 3 的医学诊断 X 射线设备 1 的示范性实施例的 示意性侧视图。在所示出的示范性实施例中， X 射线设备 1 具有可旋转的支架， 即 C 形臂 5， 以及用于导引 C 形臂的框架 7， 其中， C 形臂 5 可以相对于框架 7 旋转。框架 7 可以绕水平 杆 9 旋转， 并通过这个杆 9 与可移动地定位于地面的基座 11 连接。在 C 形臂 5 的一端是 X 射线源 13， 其位于具有冷却肋 17 的外壳 15 内。X 辐射探测器 19， 在这种情况下是图像放大 说 明 书 CN 101605497 B 5 4/6 页 。
20、6 器， 附连于 C 形臂 5 的另一端， 从而与 X 射线源 13 直接相对。通过绕水平杆 9 旋转框架 7， 以及相对于框架 7 旋转 C 形臂 5， X 射线源 13 和 X 辐射探测器 19 可以相对于患者放置， 从 而使被检查的患者的一部分位于 X 射线源 13 和 X 辐射探测器 19 之间。C 形臂 5 内部提供 有两个被薄分隔壁 25 彼此隔离的通道 21 和 23， 存在于 C 形臂 5 中的空气在这两个通道内 作为冷却剂而流通。图 1 中的箭头表明经过通道 21 的空气的流通方向与经过通道 23 的空 气的流通方向相反。在 X 射线源 13 所处的 C 形臂 5 的一端上，。
21、 鼓风机 27 布置于 C 形臂 5 的内部， 该鼓风机使作为经过 C 形臂 5 的冷却剂的空气的实际流通。该鼓风机 27 的精确位 置并不重要， 因此它也可以布置于， 如果需要的话， X 辐射探测器 19 的直接邻近区域。通道 21 和 23 之间的薄分隔壁 25 具有至少两个用于冷却剂流通的开口 29 和 31， 由此分隔的通 道 21 和 23 彼此直接连通。开口 29 在 C 形臂 5 一端的 X 射线源 13 的直接邻近区域内， 开 口 31 位于 C 形臂 5 另一端的 X 辐射探测器 19 的直接邻近区域内。除了支架 5 之内起冷却 剂作用的空气， 分隔的通道 21 和 23、 。
22、分隔壁 25、 鼓风机 27 以及开口 29 和 31 之外， 外壳 15 具有冷却肋 17， 在所述外壳内布置有 X 射线源 13， 并提供另外的冷却剂， 形成如图 1 所示的 冷却机构 3 的一部分。 0031 当然也可能使用其他的气体或者液体来替代空气作为冷却剂。然而， 实际中已发 现用其他气体替代空气作为冷却剂很难导致对 X 射线源 13 的更好冷却。另外， 其他气体作 为冷却剂使用一般比空气昂贵， 这是由于其他气体， 不像空气已经存在于 C 形臂 5 内， 首先 必须被导入 C 形臂 5 内。另外， 除空气之外的气体的使用需要承担的风险是， 例如在对 C 形 臂 5 维修的情况下， 。
23、气体泄漏出 C 形臂 5， 由此某天 C 形臂 5 必须被重新填充作为冷却剂使 用的气体。 然而， 液体替代空气作为冷却剂的使用， 的确导致对X射线源13的更好冷却。 在 那种情况下， 鼓风机 27 必须被泵单元替换， 以使液体经过在 C 形臂 5 内完全延伸的闭合回 路内流通。然而， 通过使用液体替代空气作为冷却剂， X 射线设备 1 变得昂贵的多， 这是由 于液体必须首先导入 C 形臂 5 内， 并且液体比空气昂贵。除此之外， 使用液体替代空气作为 冷却剂导致 C 形臂 5 重量显著增加， 其对于 C 形臂 5 的平衡是有害的。此外， 如果液体替代 空气作为冷却剂使用， C 形臂 5 的维。
24、修和 X 射线源的更换变得困难的多。 0032 实际上， X 射线源 13 几乎一直位于充满变压器油的外壳 15 内， 由于该油具有很低 的电传导率， 从而避免了 X 射线源的高压损害。将油充入外壳 15 内的过程是昂贵的， 因此 当 X 射线源 13 损耗时， X 射线源一直是与充满变压器油的外壳 15 一起被更换。实际上， 在 冷却 X 射线源的冷却装置内， 使用两个单独的冷却概念， 那就是说， 空气和变压器油都用作 冷却剂， 从而 X 射线源可以很容易的被更换， 而不需要在诸如医院内的手术室之类的治疗 房间内使用油工作。 0033 图 2 是沿着图 1 中的 A-A 线的示意性横截面视图。
25、， 其示出了作为冷却剂的空气流 通经过的分隔通道 21 和 23， 以及将通道 21 和 23 彼此隔离的薄分隔壁 25。在 X 射线源 13 不被外壳包围的最简单的情况下， 空气经由通道 21 供应给 X 射线源 13 以吸收由 X 射线源 13 在 X 辐射生成期间产生的热。经由通道 23， 已经吸收了 X 射线源 13 产生的热的空气从 X 射线源 13 被移除， 在空气再次经由通道 21 被供应给 X 射线源 13 之前， 被吸收的热被传递 至 C 形臂 5。 0034 然而， 在图 2 中， X 射线源 13 被具有冷却肋 17 的外壳 15 包围。该外壳 15 充满了 变压器油， 。
26、该变压器油作为 X 射线设备 1 的除 C 形臂 5 内的空气之外的另外的冷却剂。该 说 明 书 CN 101605497 B 6 5/6 页 7 变压器油吸收在 X 辐射生成期间 X 射线源 13 产生的热。该热随后传输至通道 23 内的作为 冷却剂的空气， 空气随后将热传输给 C 形臂 5， C 形臂反过来将热传输至 X 射线设备 1 的周 围环境。X 射线源 13 的充满变压器油的外壳 15 的冷却肋 17 生成了外壳的更大的、 辐射表 面， 从而改进了 X 射线设备冷却装置的效率。通道 33， 与通道 21 和 23 类似， 位于 C 形臂 5 内， 但是其内没有冷却剂流通经过， 而是。
27、与框架7接合， 它的重要性在于如下事实 ： 它使C形 臂 5 能够相对于框架 7 旋转。 0035 图 3a 是沿着图 1 中的 B-B 线的 C 形臂 5 的示意性横截面视图， 其示出了作为冷却 剂的空气流通经过的分隔的通道 21 和 23。通道 21 和 23 由薄壁 25 彼此隔离。其内没有冷 却剂流通经过的通道 33 与框架 7 接合， 通道 33 的重要之处在于它使 C 形臂 5 能够相对于 框架 7 旋转。 0036 与图 3a 所示的沿着图 1 中的 B-B 线的示意性横截面视图相比， 图 3b 示意性示出 了沿着图 1 中的 C-C 线的 C 形臂 5 的横截面视图。在这幅图中。
28、， 与图 3a 类似， 示出了分隔 的通道 21 和 23、 薄壁 25 和通道 33。然而， 与图 3a 不同的是， 图 3b 中的薄壁 25 具有开口 31， 从而允许通道 21 和 23 彼此直接连通， 空气可以通过该开口从一个通道到另一个通道。 0037 图 4 是在 X 射线源运转过程中根据时间的 X 射线源温度的定性图， 所述 X 射线源 形成为以下设备的一部分 ： 0038 a) 不具有冷却装置的医学诊断 X 射线设备， 0039 b)根据本发明的具有冷却装置的医学诊断X射线设备， 其不具有X射线源的外壳， 以及 0040 根据本发明的具有冷却装置的医学诊断 X 射线设备， 其包。
29、括具有冷却肋的 X 射线 源外壳， 并且所述外壳包含另外的冷却剂。 0041 在图 4 中， X 射线源的温度 T 沿垂直轴绘出。同样， X 射线源的温度的阈值 T阈值也 沿垂直轴绘出。T阈值是在其上 X 射线设备会因安全原因自动关闭的温度。通过设定这样的 温度阈值， 避免了医疗人员或者患者与 X 射线设备的热的部分的接触。在图 4 中， 随机单元 中的时间沿着水平轴绘出。 时间点tA表示在不具有冷却装置的医学诊断X射线设备中的X 射线源达到温度阈值之前经过的时间。 时间点tB表示如果X射线源形成根据本发明的具有 冷却装置的， 但是不具有 X 射线源外壳的医学诊断 X 射线设备的一部分， 在达。
30、到该 X 射线源 的温度阈值之前经过的时间。图 4 的定性视图清楚地示出了如果 X 射线源形成具有根据本 发明的冷却装置的 X 射线设备的一部分， 与在 X 射线源形成不具有用于冷却 X 射线源的冷 却装置的 X 射线设备一部分的情况下相比， 在达到 X 射线源的温度阈值之前所经过的时间 显著地更长。换而言之， 图 4 清楚地示出了 tB比 tA大得多， 这意味着根据本发明的具有冷 却装置的医学诊断 X 射线设备在因安全原因自动关闭之前的不被中断的使用的时间期间， 比不具有 X 射线源冷却装置的医学诊断 X 射线设备的大得多。 0042 如果X射线源形成包括根据本发明的冷却装置的X射线设备的一。
31、部分， 其中， 所述 X 射线设备包括封装 X 射线源的， 具有冷却肋并包含另外的冷却剂的外壳， 然后冷却装置的 效率被改进从而 X 射线设备可以在时间 tc的期间内不被中断。实际上， 已经发现 X 射线设 备的运转连续期间达到不具有冷却装置的 X 射线设备的两倍长是可能的。 0043 本发明尤其适于外科应用， 如这种情况， 由于对治疗房间卫生的严格规定， 空气不 允许被吹入治疗房间。除了固定的 X 射线设备之外， 本发明也涉及可移动的 X 射线设备的 说 明 书 CN 101605497 B 7 6/6 页 8 外科应用。 0044 本发明使医疗人员行使他们的职责而不会有任何中断或者有与之前。
32、相比大大减 少的中断， 不具有在 X 射线设备运转期间冷却剂泄漏的风险。本发明也使实施的干预能够 在比以前可能的更长的时间期间内不被中断。 除此之外， 本发明是很实用的， 因为患者的趋 势是逐渐变胖的， 患者越胖， X 辐射的吸收和散射程度越高， 为了能够生成患者的质量好的 图像而需要的 X 射线源的能量越大。随着 X 射线源能量的增加， 在 X 辐射生成期间 X 射线 源产生的热更多， 达到 X 射线设备因安全原因自动关闭的温度阈值就越快。对于肥胖患者， 本发明也能使获得充分长的 X 射线设备的运转连续期间成为可能。 说 明 书 CN 101605497 B 8 1/4 页 9 图 1 说 明 书 附 图 CN 101605497 B 9 2/4 页 10 图 2 说 明 书 附 图 CN 101605497 B 10 3/4 页 11 图 3a 图 3b 说 明 书 附 图 CN 101605497 B 11 4/4 页 12 图 4 说 明 书 附 图 CN 101605497 B 12 。