ITVR20120035A1 - COMPACT RADIOGRAPHICAL SOURCES FOR MODERATE LOADING USING RADIOGENOUS TUBE WITH CARBON NANOOTUBE CATODO. - Google Patents

Description

SORGENTI RADIOGRAFICHE COMPATTE PER CARICO MODERATO UTILIZZANTI TUBO RADIOGENO CON CATODO A NANOTUBI DI CARBONIO. COMPACT X-RAY SOURCES FOR MODERATE LOAD USING RADIOGEN TUBE WITH CARBON NANOTUBE CATHODE.

DESCRIZIONE DESCRIPTION

In generale l’invenzione à ̈ relativa ai dispositivi a raggi X e ai metodi per impiegarli. Più particolarmente, l'invenzione à ̈ relativa ai tubi radiogeni usati in sorgenti radiografiche. Ancora più particolarmente, l’invenzione à ̈ relativa a sorgenti radiogene compatte specialmente adatte per generatori radiografici portatili, contenenti speciali tubi per raggi X con catodo in nanotubi di carbonio, e ai principi di progetto per integrare tali speciali tubi per raggi X onde trarre massimo vantaggio dalle loro caratteristiche. In general, the invention relates to X-ray devices and the methods for using them. More particularly, the invention relates to x-ray tubes used in radiographic sources. Even more particularly, the invention relates to compact radiogenic sources especially suitable for portable radiographic generators, containing special X-ray tubes with carbon nanotube cathodes, and to the design principles for integrating such special X-ray tubes to extract maximum benefit from their characteristics.

Presupposti dell’invenzione e arte nota. Assumptions of the invention and known art.

Le sorgenti di raggi X per radiografia con alti carichi tradizionalmente sono composte di quanto segue: un tubo a raggi x, spesso del tipo ad anodo rotante; un involucro sigillato per racchiudere il summenzionato tubo a raggi X immerso in una sostanza isolante e conducente calore (generalmente olio minerale), il quale involucro alloggia anche connettori per alta tensione; schermatura per bloccare i raggi X eccetto che a una finestra di uscita; un collimatore di raggi X; uno o più filtri addizionali per ottenere la filtrazione radiografica totale; cavi ad alta tensione; e un generatore di potenza ad alta tensione controllato da un sistema di controllo il quale, tra l’altro, regola i fattori della tecnica radiologica al tubo a raggi X (anche detti fattori di carico: kV, mA, s). La gran maggioranza dei sistemi per radiografia medica con carichi elevati usa questo tipo di design, uno dei cui benefici à ̈ la possibiltà di sostituire agevolmente il tubo a raggi X quando esaurito, il che può accadere svariate volte durante la vita del sistema radiografico a causa dell’intenso carico di lavoro cui il tubo a raggi X à ̈ sottoposto in tali applicazioni. X-ray sources for radiography with high loads traditionally consist of the following: an x-ray tube, often of the rotating anode type; a sealed casing for enclosing the aforementioned X-ray tube immersed in an insulating and heat conducting substance (generally mineral oil), which casing also houses high voltage connectors; shielding to block X-rays except at an exit window; an X-ray collimator; one or more additional filters to obtain total radiographic filtration; high voltage cables; and a high voltage power generator controlled by a control system which, among other things, regulates the factors of the X-ray tube radiological technique (also called load factors: kV, mA, s). The vast majority of high-load medical X-ray systems use this type of design, one of the benefits of which is the ability to easily replace the X-ray tube when exhausted, which can happen several times during the life of the X-ray system due to of the intense workload to which the X-ray tube is subjected in such applications.

Tuttavia ci sono molte applicazioni radiografiche cliniche e non cliniche in cui sono richiesti carichi di moderata potenza, tali per cui il tubo a raggi X à ̈ sottoposto a uno stress moderato e può ben durare per la vita intera del sistema radiografico senza necessità di sostituzione. In questi casi il tubo a raggi X à ̈ generalmente del tipo ad anodo fisso, e il design della sorgente radìogena à ̈ del tipo cosidetto a monoblocco. Con tale costruzione, un unico involucro sigillato contiene al proprio interno il tubo a raggi X ad anodo fisso e un trasformatore elevatore di alta tensione e altra circuiteria elettrica necessaria per la generazione dell’alta tensione richiesta per il funzionamento del tubo a raggi X. Come nel caso precedentemente descritto, le parti all’interno del monoblocco sono immerse in una sostanza isolante nonché conduttiva di calore (generalmente olio minerale), e l’involucro ha una finestra di uscita per raggi X che fornisce anche la filtrazione richiesta, e mezzi sulla superficie esterna per fissare un collimatore di raggi X. However, there are many clinical and non-clinical radiographic applications where moderate power loads are required, such that the X-ray tube is subjected to moderate stress and can well last for the entire life of the X-ray system without the need for replacement. In these cases the X-ray tube is generally of the fixed anode type, and the design of the radiation source is of the so-called monobloc type. With this construction, a single sealed enclosure contains within itself the fixed anode X-ray tube and a high voltage step-up transformer and other electrical circuitry necessary for generating the high voltage required for the operation of the X-ray tube. As in the case previously described, the parts inside the monobloc are immersed in an insulating and heat conductive substance (generally mineral oil), and the casing has an X-ray exit window that also provides the required filtration. , and means on the outer surface for attaching an X-ray collimator.

I vantaggi delia costruzione a monoblocco rispetto alla costruzione con tubo a raggi X sostituibile e generatore dì alta tensione separato comprendono, tra l’altro, il fatto che voluminosi connettori e cavi per alta tensione sono assenti. Come connettori e cavi per alta tensione si intendono connettori e cavi che isolano completamente e in modo sicuro al proprio interno le tensioni estremamente alte richieste in radiologia medica, le quali possono raggiungere, e anche superare, 150 kV, con una superficie esterna che possa essere toccata in sicurezza. The advantages of the monobloc construction over the construction with replaceable X-ray tube and separate high voltage generator include, among other things, the fact that bulky connectors and high voltage cables are absent. As connectors and cables for high voltage are meant connectors and cables that completely and safely insulate the extremely high voltages required in medical radiology, which can reach, and even exceed, 150 kV, with an external surface that can be safely touched.

Per funzionare, un tubo a raggi X classico abbisogna di una alimentazione ad alta tensione (a corrente relativamente moderata) tra anodo e catodo (questo à ̈ chiamato circuito anodico) e anche di un circuito separato per alimentare il catodo, il quale consiste di un filamento, con tensione bassa ma corrente relativamente alta cioà ̈ sufficiente per riscaldare il filamento e farne emettere elettroni per effetto termoelettrico (questo à ̈ chiamato il circuito catodico o di filamento). Solitamente i tubi a raggi X comprendono un terzo elettrodo, la griglia, che à ̈ mantenuta ad un certo potenziale elettrico rispetto al catodo allo scopo di stabilizzare il flusso di elettroni tra catodo e anodo (questo à ̈ chiamato anche costruzione a triodo). To work, a classic X-ray tube needs a high voltage (relatively moderate current) power supply between the anode and cathode (this is called an anode circuit) and also a separate circuit to power the cathode, which consists of a filament, with low voltage but relatively high current that is enough to heat the filament and make it emit electrons due to the thermoelectric effect (this is called the cathode or filament circuit). Usually X-ray tubes include a third electrode, the grid, which is held at a certain electrical potential with respect to the cathode in order to stabilize the flow of electrons between the cathode and anode (this is also called a triode construction).

La stragrande maggioranza delle sorgenti radiogene attualmente in uso, che siano del tipo a tubo a raggi X sostituibile oppure del tipo a monoblocco, sono ulteriormente suddivise in due categorie principali: AC (corrente alternata) e DC (corrente continua). The vast majority of radiogenic sources currently in use, whether they are of the replaceable X-ray tube type or the monobloc type, are further divided into two main categories: AC (alternating current) and DC (direct current).

Una sorgente radiogena con monoblocco AC à ̈ alimentata con corrente alternata a bassa frequenza, solitamente direttamente dalla rete elettrica. La sua configurazione più semplice consiste del tubo a raggi X, di un trasformatore elevatore con rapporto di trasformazione molto elevato, dei necessari collegamenti elettrici, e di un involucro sigillato che contenga la sostanza isolante e fornisca la schermatura ai raggi X in ogni direzione eccettuato che a una finestra di uscita. Il tubo a raggi X auto-raddrizza l’alta tensione AC applicatagli, dunque il flusso di elettroni e l'emissione dei raggi X avviene a semionda, cioà ̈ per picchi durante solo la semionda positiva (questo à ̈ anche chiamato generatore di alta tensione “one-peak†). Onde limitare il potenziale elettrico massimo all’interno del monoblocco, l’alta tensione al circuito anodico à ̈ solitamente fornita in modo bipolare, cioà ̈ la differenza di potenziale complessiva tra anodo e catodo à ̈ ottenuta alimentando l’anodo con una tensione rispetto a massa corrispondente a circa metà della differenza di potenziale complessiva, e alimentando il catodo con una tensione rispetto a massa corrispondente alla restante metà circa della differenza di potenziale complessiva. Ciò à ̈ ottenuto collegando a massa una presa al centro dell’avvolgimento secondario del trasformatore di alta tensione, e i due estremi dell’avvolgimento secondario ad anodo e catodo rispettivamente. In questo modo la massima differenza di potenziale rispetto a massa all’interno del monoblocco à ̈ soltanto metà della tensione anodo catodo, con vantaggi per le necessità di isolamento. L’alimentazione al circuito catodico à ̈ spesso ottenuta aggiungendo ulteriori spire aH’avvofgimento secondario oltre la presa per il catodo; l’estremo di tale avvolgimento aggiuntivo si collega al lato opposto del filamento catodico. In tal modo un singolo avvolgimento primario supporta sia l’avvolgimento secondario principale per il circuito anodico che il più piccolo avvolgimento secondario per il circuito catodico. A monobloc AC X-ray source is powered with low frequency alternating current, usually directly from the mains. Its simplest configuration consists of the X-ray tube, a step-up transformer with a very high transformation ratio, the necessary electrical connections, and a sealed enclosure that contains the insulating substance and provides X-ray shielding in any direction except that to an exit window. The X-ray tube self-straightens the high AC voltage applied to it, therefore the flow of electrons and the emission of X-rays occurs in half-wave, that is for peaks during only the positive half-wave (this is also called high â € œone-peakâ € voltage). In order to limit the maximum electric potential inside the monobloc, the high voltage to the anode circuit is usually supplied in a bipolar way, i.e. the overall potential difference between anode and cathode is obtained by feeding the anode with a voltage with respect to ground corresponding to about half of the total potential difference, and supplying the cathode with a voltage with respect to ground corresponding to the remaining half of the total potential difference. This is achieved by connecting to ground a socket in the center of the secondary winding of the high voltage transformer, and the two ends of the secondary winding to anode and cathode respectively. In this way the maximum potential difference with respect to ground inside the monobloc is only half of the anode cathode voltage, with advantages for the needs of insulation. Power to the cathode circuit is often obtained by adding additional turns to the secondary winding beyond the cathode socket; the end of this additional winding connects to the opposite side of the cathode filament. Thus a single primary winding supports both the primary secondary winding for the anode circuit and the smaller secondary winding for the cathode circuit.

Il design AC offre i vantaggi di relativa semplicità, robustezza ed economicità. Nel corso degli anni à ̈ stato prodotto e installato nel mondo in centinaia di migliaia di esemplari per applicazioni dentali. Tuttavia, esso ha anche vari svantaggi, o limitazioni, tra cui: The AC design offers the advantages of relative simplicity, robustness and cost effectiveness. Over the years it has been produced and installed in the world in hundreds of thousands of specimens for dental applications. However, it also has various disadvantages, or limitations, including:

I valori esatti dei fattori della tecnica radiografica (kV,mA,s) sono controllabili solo con moderata accuratezza, giacché dipendono fortemente dal valore istantaneo della tensione di alimentazione di rete la quale à ̈ soggetta a significative fluttuazioni, e sono anche soggetti a deriva nel corso della vita del tubo a raggi X. The exact values of the factors of the radiographic technique (kV, mA, s) can only be checked with moderate accuracy, since they strongly depend on the instantaneous value of the mains supply voltage which is subject to significant fluctuations, and are also subject to drift over the life of the X-ray tube.

È virtualmente impossibile generare in modo accurato e predicibile tempi di irraggiamento molto brevi, cioà ̈ tempi di irraggiamento confrontabili a, o più brevi che, il periodo dell’alimentazione di rete (20 ms o 16,7 ms a seconda che l’alimentazione di rete sia 50 Hz o 60 Hz) giacché la radiazione X à ̈ emessa in impulsi multipli del periodo dell’alimentazione di rete. Inoltre poiché il filamento catodico abbisogna di un tempo piuttosto lungo per riscaldarsi e iniziare ad emettere elettroni (di solito parecchi periodi di rete), ed à ̈ alimentato simultaneamente all'applicazione dell’alta tensione anodica, c’à ̈ considerevole incertezza circa il momento esatto in cui gli elettroni incominciano ad essere rilasciati dal catodo e inizia l’emissione di raggi X. It is virtually impossible to accurately and predictably generate very short irradiation times, i.e. irradiation times comparable to, or shorter than, the period of the mains power supply (20 ms or 16.7 ms depending on whether the mains power supply either 50 Hz or 60 Hz) since the X radiation is emitted in multiple pulses of the mains power supply period. Furthermore, since the cathode filament takes quite a long time to heat up and start emitting electrons (usually several network periods), and it is powered simultaneously with the application of the high anode voltage, there is considerable uncertainty. about the exact moment when the electrons begin to be released from the cathode and the X-ray emission begins.

A causa della bassa frequenza dell’alimentazione di rete, à ̈ necessaria una grande sezione di ferro per il circuito magnetico del trasformatore ad alta tensione, il che risulta in peso e voluminosità. Ciò à ̈ esacerbato dalle necessità di isolamento estremamente elevate all’interno del trasformatore stesso, il quale deve sopportare per intero l’alta tensione richiesta per il circuito anodico. Due to the low frequency of the mains supply, a large section of iron is required for the magnetic circuit of the high voltage transformer, which results in weight and bulk. This is exacerbated by the extremely high insulation needs inside the transformer itself, which must fully withstand the high voltage required for the anode circuit.

Un altro svantaggio che viene frequentemente attribuito al design AC à ̈ che la radiazione X così prodotta sarebbe meno efficace ai fini diagnostici e causerebbe pertanto più dose assorbita di radiazione al paziente rispetto al design DC descritto più avanti, a parità di prestazioni diagnostiche. Tuttavia, tale assunto non ha basi scientifiche e non à ̈ supportato da studi e letteratura evidence-based. Another disadvantage that is frequently attributed to the AC design is that the X radiation thus produced would be less effective for diagnostic purposes and would therefore cause more absorbed dose of radiation to the patient than the DC design described below, for the same diagnostic performance. However, this assumption has no scientific basis and is not supported by evidence-based studies and literature.

È anche possibile includere nel monoblocco un trasformatore separato per il circuito catodico, che può pertanto essere controllato in modo indipendente rendendo così possibile, tra l’altro, regolare la corrente anodica a differenti valori. Questo tipo di costruzione à ̈ stata attuata in alcuni prodotti commerciali; tuttavia comporta un aumento significativo delle dimesnsioni e peso della sorgente radiogena in contrasto con lo scopo stesso del design a monoblocco. It is also possible to include in the monobloc a separate transformer for the cathode circuit, which can therefore be controlled independently, thus making it possible, among other things, to regulate the anode current to different values. This type of construction has been implemented in some commercial products; however it involves a significant increase in the dimensions and weight of the X-ray source in contrast to the very purpose of the monobloc design.

I monoblocchi di tipo AC sono il design tradizionale e vecchio stile usato per molte decadi. A partire approssimativamente dagli anni ’80 questo design à ̈ stato gradualmente affiancato, e in molte parti del mondo sostituito, dal più moderno design di tipo DC. AC type monoblocks are the traditional and old fashioned design used for many decades. Beginning approximately in the 1980s this design has been gradually complemented, and in many parts of the world replaced, by the more modern DC type design.

Una sorgente radiologica con monoblocco DC à ̈ alimentata da un convertitore elettronico di potenza (eventualmente un invertitore quando la potenza elettrica fornita in ingresso à ̈ a corrente continua). Il convertitore tipicamente à ̈ alimentato dalla rete elettrica e produce un’uscita stabilizzata a onda quadra a media frequenza, generalmente compresa tra qualche migliaia e qualche centinaia di migliaia di hertz. Sì può considerare tipica una frequenza di 50 kHz. Nel monoblocco vi à ̈ un trasformatore elevatore per frequenze medio-alte basato su un circuito magnetico a ferrite. Tale circuito magnetico a ferrite può essere impiegato grazie alla frequenza relativamente elevata utilizzata, e rende possibile una costruzione compatta e leggera del trasformatore, giacché la sezione minima richiesta al circuito magnetico per prevenire la saturazione à ̈ generalmente inversamente proporzionale alla frequenza di funzionamento. Inoltre, a causa della frequenza di funzionamento relativamente elevata, non à ̈ necessario che il trasformatore elevi la tensione al'avvolgiment secondario fino all’intero valore necessario per il funzionamento del tubo a raggi X; infatti a tali frequenze relativamente elevate à ̈ praticamente possibile interporre un moltiplicatore di tensione, cioà ̈ una rete di condensatori e diodi per alta tensione, che può elevare di parecchie volte la tensione in uscita al secondario del trasformatore fino al valore richiesto ai capi del tubo a raggi X. Inoltre la tensione aH’uscita del moltiplicatore di tensione à ̈ pienamente raddrizzata, cioà ̈ à ̈ una vera tensione continua (DC), il che si traduce in una qualità migliore e più costante della radiazione X prodotta. A DC monobloc radiological source is powered by an electronic power converter (possibly an inverter when the electrical power supplied at the input is direct current). The converter is typically mains powered and produces a stabilized medium frequency square wave output, generally between a few thousand and a few hundred thousand hertz. Yes, a frequency of 50 kHz can be considered typical. In the monoblock there is a step-up transformer for medium-high frequencies based on a ferrite magnetic circuit. This ferrite magnetic circuit can be used thanks to the relatively high frequency used, and makes a compact and lightweight construction of the transformer possible, since the minimum section required of the magnetic circuit to prevent saturation is generally inversely proportional to the operating frequency. Furthermore, due to the relatively high operating frequency, it is not necessary for the transformer to raise the voltage at the secondary winding up to the full value necessary for the operation of the X-ray tube; in fact at such relatively high frequencies it is practically possible to interpose a voltage multiplier, that is a network of capacitors and diodes for high voltage, which can raise the output voltage at the secondary of the transformer by several times up to the value required at the ends of the tube In addition, the voltage at Hâ € ™ output of the voltage multiplier is fully rectified, ie it is a true direct voltage (DC), which results in a better and more constant quality of the X radiation produced.

In sorgenti radiogene DC, solitamente l’alimentazione al filamento catodico viene controllata indipendentemente dalla tensione al circuito anodico, allo scopo di regolare accuratamente la corrente anodica (cioà ̈ il flusso di elettroni producenti raggi X) risultante dal riscaldamento del filamento, e anche allo scopo di preriscaldare il filamento catodico in maniera tale che la corrente anodica insorga immediatamente con l'applicazione della tensione anodica, cosicché si possano controllare accuratament anche tempi di irraggiamento molto brevi. A tale scopo un estremo del filamento catodico à ̈ collegato direttamente e in modo sicuro alia massa elettrica, e l’intera differenza dì potenziale anodo-catodo à ̈ ottenuta con una tensione positiva dell’anodo rispetto a massa. Questa configurazione presenta lo svantaggio di richiedere un isolamento sul lato anodico due volte maggiore che nel caso della configurazione bipolare precedentemente descritta, ma offre il grande vantaggio che il filamento catodico può essere alimentato direttamente da circuiti a bassa tensione e energia limitata senza necessità di mezzi dì isolamento speciali, giacché un estremo di esso à ̈ direttamente connesso a massa. In DC radiogenic sources, usually the power supply to the cathode filament is controlled independently of the voltage to the anode circuit, in order to accurately regulate the anode current (i.e. the flow of electrons producing X-rays) resulting from the heating of the filament, and also to the purpose of preheating the cathode filament in such a way that the anode current arises immediately with the application of the anode voltage, so that even very short irradiation times can be accurately controlled. For this purpose, one end of the cathode filament is connected directly and safely to the electrical ground, and the entire anode-cathode potential difference is obtained with a positive voltage of the anode with respect to ground. This configuration has the disadvantage of requiring two times greater insulation on the anode side than in the case of the bipolar configuration previously described, but it offers the great advantage that the cathode filament can be powered directly by low voltage and limited energy circuits without the need for means of supply. ¬ special insulation, since one end of it is directly connected to ground.

In conclusione, in confronto al più vecchio design AC il design DC à ̈ leggermente più costoso e critico, ma offre i seguenti vantaggi: In conclusion, compared to the older AC design the DC design is slightly more expensive and critical, but offers the following advantages:

Possibilità di controllare e stabilizzare tutti i fattori della tecnica radiografica (kV, mA, s) con grande accuratezza, indipendentemente da tolleranze e fluttuazioni della rete elettrica, e dell'invecchiamento del tubo a raggi X. Possibility to control and stabilize all the factors of the radiographic technique (kV, mA, s) with great accuracy, regardless of tolerances and fluctuations of the electrical network, and of the aging of the X-ray tube.

Possibilità di impostare anche tempi di irraggiamento molto brevi (più brevi di un periodo di rete). Possibility of setting very short irradiation times (shorter than a grid period).

Costruzione leggera e compatta. Lightweight and compact construction.

I summenzionati vantaggi sono sfruttati tra l’altro nel design di sorgenti radiogene portatili, dove compattezza e leggerezza sono d’importanza fondamentale. Per esempio tale design à ̈ utilizzato in sorgenti radiogene sorrette a mano, particolarmente adatte per radiografia dentale, che comprendono nella stessa custodia anche batterie ricaricabili, il circuito invertitore, e i circuiti elettronici di controllo. In questo caso l’isolamento elettrico per l’alta tensione può essere vantaggiosamente ottenuto per mezzo di elastomero o gei isolante che incorpori composti con elementi ad alto numero atomico (quali ad esempio l’ossido di bario) così da fornire ulteriormente una scheramtura ai raggi X senza necessità di uno specifico schermo per radiazioni. Un tal tipo di design à ̈ descritto ad esempio nei brevetti US6038287 e US7496178 The aforementioned advantages are exploited among other things in the design of portable X-ray sources, where compactness and lightness are of fundamental importance. For example, this design is used in hand held X-ray sources, particularly suitable for dental radiography, which also include rechargeable batteries, the inverter circuit, and the electronic control circuits in the same case. In this case the electrical insulation for high voltage can be advantageously obtained by means of an elastomer or gei insulator that incorporates compounds with elements with a high atomic number (such as for example barium oxide) so as to provide further an X-ray shield without the need for a specific radiation shield. Such a type of design is described for example in patents US6038287 and US7496178

A partire dal decennio 1990, tubi a raggi X di un nuovo tipo sono stati descritti, prototipati, studiati, verificati, e prodotti industrialmente, vale a dire tubi a raggi X in cui l’emissione di elettroni dal catodo non à ̈ ottenuta per effetto termoelettrico da un filamento riscaldato, bensì per estrazione diretta da campo elettrico dalla punta di nanotubi di carbonio. Il flusso di elettroni à ̈ solitamente controllato tramite una griglia interposta tra anodo e catodo, e molto prossima al catodo, il cui potenziale elettrico determina il campo elettrico alla superficie del catodo che provoca l’estrazione di elettroni. Since the 1990s, X-ray tubes of a new type have been described, prototyped, studied, verified, and industrially produced, namely X-ray tubes in which the emission of electrons from the cathode is not obtained by thermoelectric effect from a heated filament, but by direct extraction from the electric field from the tip of carbon nanotubes. The flow of electrons is usually controlled by a grid interposed between the anode and the cathode, and very close to the cathode, whose electric potential determines the electric field at the surface of the cathode which causes the extraction of electrons.

Questa tecnologia presenta vantaggi e svantaggi. This technology has advantages and disadvantages.

I vantaggi comprendono: The benefits include:

Non à ̈ necessario alcun circuito per arroventare il filamento. Pertanto non serve destinare alcuna potenza elettrica a tale necessità. No circuit is needed to re-heat the filament. Therefore it is not necessary to allocate any electrical power to this need.

Emissione quasi istantanea di elettroni, e quindi produzione di raggi X, al momento dell’applicazione dell’alta tensione al circuito anodico, il che rende possibile l’emissione di raggi X a impulsi con frequenza piuttosto alta. Almost instantaneous emission of electrons, and therefore production of X-rays, when the high voltage is applied to the anode circuit, which makes it possible to emit pulsed X-rays with a rather high frequency.

Gli svantaggi comprendono: The disadvantages include:

La stabilità a lungo termine delle prestazioni, e la loro ripetibilità tra diversi esemplari di tubi a raggi X di costruzione teoricamente uguale, sono ancora incerte e discutibili, giacchà ̈ sono determinate dalle caratteristiche microscopiche su scala nanometrica dei catodi a nanotubi di carbonio, le quali sono considerate difficoltose da controllare in modo ripetibile con l’attuale stato della tecnologia di processo. The long-term stability of performance, and its repeatability between different specimens of X-ray tubes of theoretically the same construction, are still uncertain and questionable, as they are determined by the microscopic characteristics at the nanoscale of the carbon nanotube cathodes, which they are considered difficult to control repeatably with the current state of process technology.

Controllare la corrente anodica del tubo a raggi X potrebbe essere critico e richiedere un carico dissipativo. Checking the anode current of the X-ray tube could be critical and require a dissipative load.

Una porzione rilevante degli elettroni estratti dal catodo à ̈ catturata dalla griglia e persa per la produzione di raggi X. A significant portion of the electrons extracted from the cathode is captured by the grid and lost for the production of X-rays.

Tubi a raggi X con catodo a nanotubi di carbonio sono disponibili commercialmente, tuttavia la loro costruzione, e il design generale dei sistemi radiografici in cui essi sono incorporati, replica essenzialmente quella dei tubi a raggi X convenzionali a filamento e dei relativi sistemi (eccetto naturalmente per il fatto che il catodo sia fatto con una striscia di nanotubi di carbonio invece che con un filamento arroventato), senza riconsiderare il design generale di sistema alla luce dei peculiari vantaggi che le proprietà dei catodi in nanotubi di carbonio possono offrire. Carbon nanotube cathode X-ray tubes are commercially available, however their construction, and the general design of the X-ray systems in which they are incorporated, essentially replicates that of conventional filament X-ray tubes and related systems (except of course due to the fact that the cathode is made with a carbon nanotube strip instead of a red-hot filament), without reconsidering the overall system design in light of the peculiar advantages that the properties of carbon nanotube cathodes can offer.

Descrizione dell’invenzione Description of the invention

L’invenzione che viene qui descritta à ̈ relativa a sorgenti radiogene compatte per carichi radiologici moderati, particolarmente adatte a sistemi a raggi X portatili, che utilizzano un tubo a raggi X di disegno speciale con catodo in nanotubi di carbonio, nei quali il design generale della sorgente radiogena à ̈ specialmente adattato per avantaggiarsi del fatto che non sono necessari circuiti dedicati e potenza elettrica per fare emettere elettroni dal catodo. Il design di tali sorgenti radiogene comprende il collegare a massa l’anodo. In un aspetto dell'invenzione l’anodo à ̈ conformato così da aderire intimamente e attaccarsi all’involucro, in tal modo massimizzando il flusso di calore dalla macchia focale e la sua dissipazione. Ciò à ̈ particolarmente vantaggioso quando il rafforzamento dell’isolamento elettrico internamente al monoblocco à ̈ ottenuto con mezzi diversi dall’olio minerale (o comunque da un mezzo liquido), quale per esempio gel isolante, elastomero siliconico, gomma siliconica, o simile, mancando in questo caso l’addizionale dissipazione di calore fornita dalla convezione dell’olio. The invention described here relates to compact X-ray sources for moderate radiological loads, particularly suitable for portable X-ray systems, which use a specially designed X-ray tube with carbon nanotube cathode, in which the design general of the radiogenic source is specially adapted to take advantage of the fact that dedicated circuits and electrical power are not required to make electrons emit from the cathode. The design of these X-ray sources includes grounding the anode. In one aspect of the invention the anode is shaped so that it intimately adheres and attaches to the enclosure, thereby maximizing the flow of heat from the focal spot and its dissipation. This is particularly advantageous when the strengthening of the electrical insulation inside the monobloc is obtained by means other than mineral oil (or in any case from a liquid medium), such as for example insulating gel, silicone elastomer, silicone rubber, or similar. , lacking in this case the additional heat dissipation provided by the oil convection.

In un ulteriore aspetto dell’invenzione, l’anodo del tubo a raggi X à ̈ del tipo a pozzetto cosicché la maggior parte dei raggi X secondari o dispersi (cioà ̈ la porzione di radiazione X che non appartiene al fascio primario uscente dalla finestra di uscita e utile alla formazione di immagine radiografica) à ̈ assorbita dall’anodo stesso, riducendo in tal modo le necessità di specifica schermatura per radiazioni. In a further aspect of the invention, the anode of the X-ray tube is of the well type so that most of the secondary or scattered X-rays (i.e. the portion of X-ray radiation that does not belong to the outgoing primary beam from the exit window and useful for the formation of radiographic images) is absorbed by the anode itself, thus reducing the need for specific radiation shielding.

In un ulteriore aspetto dell’invenzione, il tubo a raggi X à ̈ privo dì griglia e il campo elettrico richiesto per estrarre elettroni dal catodo a nanotubi di carbonio à ̈ fornito direttamente dal potenziale elettrico tra catodo e anodo. Secondo la letteratura, l’estrazione diretta di elettroni da nanotubi di carbonio dì adatte caratteristiche à ̈ possibile con campo elettrico anche di soli 2000 V/mm, o perfino meno, il che à ̈ ottenibile dallo stesso potenziale acceleratore di elettroni tra anodo e catodo. In a further aspect of the invention, the X-ray tube is gridless and the electric field required to extract electrons from the carbon nanotube cathode is provided directly by the electric potential between cathode and anode. According to the literature, the direct extraction of electrons from carbon nanotubes gives suitable characteristics is possible with an electric field as low as 2000 V / mm, or even less, which can be obtained from the same potential electron accelerator between the anode and cathode.

In un ulteriore aspetto dell’invenzione à ̈ compreso un rivelatore di radiazione X montato preferibilmente, ma non necessariamente, in prossimità della finestra di uscita dei raggi X, il quale essendo esposto alla radiazione X fornisce un segnale di retroazione al circuito di controllo per interrompere l’applicazione di alta tensione al tubo a raggi X, e la produzione di raggi X, quando un ammontare predeterminato, o livello, di kerma à ̈ raggiunto, in tal modo superando la necessità dì controllare accuratamente e indipendentemente la corrente anodica (mA) e il tempo di irraggiamento (s). In generale il rivelatore di radiazione fornisce un segnale di retroazione proporzionale al tasso di kerma, e questo segnale viene integrato dal circuito di controllo per ottenere il kerma cumulativo di quell’evento di irraggiamento. Il kerma in aria totale à ̈ direttamente proporzionale al prodotto corrente-tempo (mAs) e ad approssimativamente la radice quadrata del potenziale elettrico anodo-catodo. Tradizionalmente, si pone grande enfasi sul controllo accurato di tutti i fattori (variabili) della tecnica (cioà ̈ il potenziale elettrico di alta tensione kV, la corrente anodica mA, il tempo di irraggiamento s) come modo (indiretto) per controllare accuratamente il kerma in aria e la dose assorbita di radiazione al paziente, onde ottenere immagini radiografiche adeguate senza sovraesporre indebitamente il paziente. Tuttavia questi concetti sono il retaggio di una tecnologia obsoleta, dove la misura in tempo reale del kerma e del tasso di kerma con rivelatori alio stato solido piccoli, affidabili, e veloci, era impossibile o non pratica, e la creazione di immagini era basata sull’uso del film radiografico come detettore di immagine invece dei detettori elettronici digitali ampiamente adottati oggigiorno. Ciò che in realtà e in definitiva à ̈ necessario controllare per una buona pratica radiografica à ̈ la dose assorbita di radiazione (che à ̈ direttamente proporzionale al kerma in aria), e in misura minore la “qualità†o “durezza†della radiazione cioà ̈ la distribuzione spettrale dei fotoni X che determina il contrasto d’immagine; tuttavia in sistemi con detettore elettronico d’immagine il contrasto può essere facilmente corretto per mezzo di postprocessing. A further aspect of the invention includes an X-radiation detector mounted preferably, but not necessarily, in the vicinity of the X-ray exit window, which being exposed to the X radiation provides a feedback signal to the control circuit for stop the application of high voltage to the X-ray tube, and the production of X-rays, when a predetermined amount, or level, of kerma is reached, thereby overcoming the need to accurately and independently control the anode current (mA) and the irradiation time (s). In general, the radiation detector provides a feedback signal proportional to the kerma rate, and this signal is integrated by the control circuit to obtain the cumulative kerma of that irradiation event. The total air kerma is directly proportional to the current-time product (mAs) and to approximately the square root of the anode-cathode electric potential. Traditionally, great emphasis is placed on the accurate control of all (variable) factors of the technique (i.e. the high voltage electrical potential kV, the anode current mA, the irradiation time s) as an (indirect) way to accurately control the kerma in air and the absorbed dose of radiation to the patient, in order to obtain adequate radiographic images without unduly overexposing the patient. However, these concepts are the legacy of an outdated technology, where real-time measurement of kerma and kerma rate with small, reliable, and fast solid-state detectors was impossible or impractical, and imaging was based on € ™ use of X-ray film as an image detector instead of the digital electronic detectors widely adopted today. What in reality and ultimately it is necessary to check for a good radiographic practice is the absorbed dose of radiation (which is directly proportional to the kerma in the air), and to a lesser extent the â € œquality â € or â € œhardnessâ € of the radiation that is the spectral distribution of the photons X which determines the image contrast; however in systems with electronic image detectors the contrast can be easily corrected by means of postprocessing.

Tra I vantaggi di quest’ultimo aspetto dell’invenzione c’à ̈ il fatto che la quantità di dose di radiazione, o kerma, prodotta in un evento di irraggiamento à ̈ indipendente da effetti eventualmente causati dall’invecchiamento del tubo a raggi X, quali ad esempio la deposizione sulla finestra d’uscita di uno strato di atomi ad alto numero atomico causati da sputtering, giacche sessi sono contorbi lanciati dal funzionamento in retroazione. Among the advantages of this last aspect of the invention is the fact that the amount of radiation dose, or kerma, produced in an irradiation event is independent of any effects caused by the aging of the tube. X-rays, such as the deposition on the exit window of a layer of atoms with a high atomic number caused by sputtering, since sexes are contortions launched by the operation in feedback.

Chi à ̈ esperto nell’arte può chiaramente comprendere che i vari aspetti dell'invenzione qui descritta possono essere attuati sia nella loro totalità o in qualunque combinazione parziale, senza con ciò che l'efficacia e i benefici di ciascun aspetto individuale ne vengano compromessi. Those skilled in the art can clearly understand that the various aspects of the invention described here can be implemented either in their entirety or in any partial combination, without thereby compromising the effectiveness and benefits of each individual aspect.

Data l’odierna disponibilità di rilevatori d’immagine radiografica ad alta sensibilità (per esempio basati su sensori a semiconduttore a matrice accoppiati con uno strato di scintillatore per raggi X), la limitazione del carico radiologico possibile con una sorgente radiogena non rappresenta più uno svantaggio, anzi può essere perfino visto come un vantaggio nell’ottica della riduzione di dose di radiazione al paziente e all’operatore. Questa invenzione offre vantaggi specialmente nel caso di piccole sorgenti radiogene, ad esempio sorrette manualmente, per impiego portatile in radiologia dentale, veterinaria, interventistica di emergenza a campo, per collaudi non distruttivi, e simili, dove l’accurato controllo separato di ogni fattore della tecnica à ̈ superfluo, mentre leggerezza, compattezza e semplicità d’uso sono fondamentali. Given the current availability of highly sensitive radiographic image detectors (for example based on matrix semiconductor sensors coupled with a layer of X-ray scintillator), the limitation of the radiological load possible with an X-ray source no longer represents a disadvantage, indeed it can even be seen as an advantage in terms of reducing the dose of radiation to the patient and to the operator. This invention offers advantages especially in the case of small X-ray sources, for example manually supported, for portable use in dental, veterinary, emergency interventional radiology in the field, for non-destructive tests, and the like, where the accurate separate control of each factor of the technique is superfluous, while lightness, compactness and simplicity of use are fundamental.

Disegni Drawings

La figura 1 rappresenta schematicamente l’invenzione, nei suoi aspetti elettrici e fisico-meccanici essenziali. Figure 1 schematically represents the invention, in its essential electrical and physical-mechanical aspects.

La figura 2 rappresenta un’ulteriore realizzazione dell'invenzione. Figure 2 represents a further embodiment of the invention.

La figura 3 rappresenta un’ulteriore realizzazione dell'invenzione, più avanzara rispetto a quanto mostrato in figura 2. Figure 3 represents a further embodiment of the invention, more advanced than that shown in Figure 2.

Descrizione dettagliata di alcune specifiche realizzazioni dell'invenzione. Detailed description of some specific embodiments of the invention.

Una realizzazione preferenziale dell’invenzione à ̈ raffigurata in fig. 1. A preferential embodiment of the invention is shown in fig. 1.

Un tubo a raggi X 1 con catodo in nanotubi di carbonio 2 à ̈ montato all’interno del monoblocco con l’anodo 4 direttamente connesso alla superficie interna dell'involucro metallico 3, che fa parte elettricamente della massa elettrica del sistema. Al pari che nei tubi a raggi X convenzionali la faccia interna dell’anodo, cioà ̈ la superficie che viene colpita dal flusso di elettroni emessi dal catodo e che produce raggi X, à ̈ disposta a un angolo a rispetto alla ortogonale all’asse del tubo a raggi X; quando osservato dalla direzione dell’asse nominale del fascio di raggi X, la striscia focale sulla superficie dell’anodo apppare raccorciata in lunghezza (di un fattore sen a) in una macchia focale apparente quasi puntiforme. Il fascio di raggi X à ̈ filtrato da un filtro di radiazione 5 alla finestra di uscita 6. An X-ray tube 1 with a carbon nanotube cathode 2 is mounted inside the monobloc with the anode 4 directly connected to the internal surface of the metal casing 3, which is electrically part of the electrical mass of the system. Like in conventional X-ray tubes, the internal face of the anode, that is the surface that is hit by the flow of electrons emitted by the cathode and which produces X-rays, is arranged at an angle a with respect to the orthogonal to the axis of the X-ray tube; when viewed from the direction of the nominal axis of the X-ray beam, the focal strip on the surface of the anode appears shortened in length (by a factor of sen a) to an apparent, almost point-like focal spot. The X-ray beam is filtered by a radiation filter 5 at the exit window 6.

In questa realizzazione preferibilmente l’isolamento elettrico all’interno del monoblocco à ̈ perfezionato mediante riempimento con un mezzo isolante non liquido quale per esempio gel isolante, giacché la ridotta resistenza termica tra l’anodo e il corpo dell’involucro, conseguente all’intimo contatto tra essi, migliora la dissipazione del calore prodotto alla macchia focale e dunque rende superfluo l'apporto alla dissipazione fornito dalla convezione termica in un mezzo isolante liquido. In questa particolare realizzazione il tubo a raggi X dispone di una griglia di controllo 7 il cui potenziale elettrico à ̈ determinato da una rete passiva quale ad esempio un divisore di tensione 8 (esemplificato in figura con una rete di quattro resistori), oppure da una combinazione di divisore di tensione e diodi zener. In this embodiment, the electrical insulation inside the monobloc is preferably perfected by filling with a non-liquid insulating medium such as insulating gel, since the reduced thermal resistance between the anode and the casing body , consequent to the intimate contact between them, improves the dissipation of the heat produced at the focal spot and therefore makes the contribution to the dissipation provided by the thermal convection in a liquid insulating medium superfluous. In this particular embodiment, the X-ray tube has a control grid 7 whose electric potential is determined by a passive network such as a voltage divider 8 (exemplified in the figure with a network of four resistors), or by a combination of voltage divider and zener diodes.

La differenza di potenziale tra anodo e catodo, che consiste unicamente di tensione negativa al catodo giacché l’anodo à ̈ a massa, à ̈ ottenuto dalla sorgente di potenza in ingresso tramite un convertitore 9 (o un invertitore qualora la sorgente di potenza in ingresso fosse in corrente continua), un trasformatore elevatore 10, e un moltiplicatore di tensione 11 (anche noto nell’arte come “pompa a diodi†). In questo esempio viene mostrato un moltiplicatore di tensione a sei stadi, ma ogni opportuno numero di stadi può essere utilizzato in base alle necessità di dettaglio del design. Il funzionamento dell'invertitore (per esempio l’inizio e la durata degli eventi di irraggiamento) à ̈ regolato da un circuito di controllo 12. The potential difference between anode and cathode, which consists solely of negative voltage at the cathode since the anode is grounded, is obtained from the input power source through a converter 9 (or an inverter if the power source input was in direct current), a step-up transformer 10, and a voltage multiplier 11 (also known in the art as â € œdiode pumpâ €). A six-stage voltage multiplier is shown in this example, but any appropriate number of stages can be used based on the detail needs of the design. The operation of the inverter (for example the beginning and the duration of the irradiation events) is regulated by a control circuit 12.

Un’ulteriore realizzazione preferenziale à ̈ raffigurata in fig. 2. A further preferred embodiment is shown in fig. 2.

In questa realizzazione non c’à ̈ griglia nel tubo a raggi X, e il campo elettrico di estrazione di elettroni dal catodo à ̈ fornito direttamente dal potenziale anodo-catodo, in tal modo restringendo la circuiteria totale sul lato del catodo a un singolo filo per l’alta tensione. In this embodiment there is no grid in the X-ray tube, and the electron-extracting electric field from the cathode is provided directly by the anode-cathode potential, thereby restricting the total circuitry on the cathode side to a single high voltage wire.

Inoltre in questa realizzazione l’anodo à ̈ del tipo a pozzetto, cioà ̈ la superficie dell’anodo colpita dal flusso di elettroni della corrente anodica, e conseguentemente emettente raggi X, à ̈ incassata all’interno di un cilindro cavo, dove un’apertura 13 sul lato del cilindro fornisce una finestra di uscita per i raggi X. Furthermore, in this realization the anode is of the well type, that is the surface of the anode hit by the electron flow of the anode current, and consequently emitting X rays, is embedded inside a hollow cylinder, where an opening 13 on the side of the cylinder provides an exit window for the X-rays.

La finestra di uscita à ̈ coperta con una lastrina 14 fatta di materiale a basso numero atomico, per esempio alluminio o magnesio o una loro lega, che protegge la parete di vetro del tubo a raggi X da danni a lungo termine causati da ioni ed elettroni retrodiffusi dall’anodo, al tempo stesso fornendo parte della filtrazione di radiazione richiesta al fascio di raggi X. Con tale costruzione, una gran parte dei fotoni X prodotti che non appartengono al fascio primario di raggi X (il fascio primario di raggi X essendo costituito da quei fotoni X che viaggiano attraverso la finestra di uscita) à ̈ schermata e assorbita direttamente dal corpo stesso dell’anodo, riducendo così le necessità di specifica schermatura alle radiazioni. The exit window is covered with a plate 14 made of low atomic number material, for example aluminum or magnesium or an alloy thereof, which protects the glass wall of the X-ray tube from long-term damage caused by ions and electrons backscattered by the anode, at the same time providing some of the radiation filtration required by the X-ray beam. With this construction, a large part of the X-ray photons produced that do not belong to the primary X-ray beam (the primary X-ray beam being consisting of those photons X traveling through the exit window) is shielded and absorbed directly by the body of the anode, thus reducing the need for specific radiation shielding.

Un’ulteriore realizzazione preferenziale à ̈ raffigurata in fig. 3. A further preferred embodiment is shown in fig. 3.

In questa realizzazione un rivelatore di radiazione X 15 à ̈ montato in un’opportuna posizione nel monoblocco. Tale rivelatore fornisce un segnale ia cui ampiezza à ̈ direttamente proporzionale ai tasso di radiazione X prodotta, e dunque al tasso di kerma in aria del fascio di raggi X primario. È utile notare che, benché possa sembrare naturale posizionare il rivelatore entro il fascio primario di raggi X o in sua stretta vicinanza (per esempio alla finestra di uscita), esso può infatti essere posizionato ovunque sia colpito da una sufficiente quantità di radiazione X, giacché, per ogni data geometria, sussiste una stretta proporzionalità di tasso di kerma (e kerma integrale o cumulativo) in ogni posizione. In this embodiment an X 15 radiation detector is mounted in a suitable position in the monobloc. This detector supplies a signal whose amplitude is directly proportional to the rate of X radiation produced, and therefore to the rate of kerma in air of the primary X-ray beam. It is useful to note that, although it may seem natural to place the detector within the primary X-ray beam or in its close proximity (for example to the exit window), it can in fact be positioned wherever it is hit by a sufficient amount of X-ray radiation, since, for any given geometry, there is a strict proportionality of kerma (and integral or cumulative kerma) rate in every position.

Il segnale dal rivelatore à ̈ inviato al circuito di controllo 15 del generatore di alta tensione. Quando viene raggiunto il valore desiderato di kerma in aria totale (integrale), l’alta tensione viene tolta e la produzione di raggi X interrotta. Il segnale dal rivelatore può essere calibrato contro il reale tasso di kerma in aria del fascio primario di raggi X, il che può essere facilmente effettuato per esempio in fabbrica durante il processo di verifica e calibrazione finale. The signal from the detector is sent to the control circuit 15 of the high voltage generator. When the desired value of total (integral) air kerma is reached, the high voltage is removed and X-ray production stopped. The signal from the detector can be calibrated against the actual air kerma rate of the primary X-ray beam, which can be easily done for example at the factory during the final verification and calibration process.

Claims (8)

SORGENTI RADIOGRAFICHE COMPATTE PER CARICO MODERATO UTILIZZANTI TUBO RADIOGENO CON CATODO A NANOTUBI DI CARBONIO. RIVENDICAZIONI Ciò che si rivendica à ̈: 1. Un dispositivo radiografico del tipo a monoblocco che utilizza un tubo a raggi X nel quale il catodo consiste di una superficie di nanotubi di carbonio e l’anodo à ̈ connesso elettricamente a massa. COMPACT X-RAY SOURCES FOR MODERATE LOAD USING RADIOGEN TUBE WITH CARBON NANOTUBE CATHODE. CLAIMS What is claimed is: 1. A monobloc type radiographic device using an X-ray tube in which the cathode consists of a surface of carbon nanotubes and the anode is electrically grounded. 2. Il dispositivo della rivendicazione 1 in cui l’anodo del tubo a raggi X à ̈ conformato in maniera da essere in intimo contatto fisico con l’involucro metallico del monoblocco. 2. The device of claim 1 wherein the anode of the X-ray tube is shaped so as to be in intimate physical contact with the metal casing of the monobloc. 3. Il dispositivo delle rivendicazioni 1 o 2 in cui l’anodo del tubo a raggi X à ̈ del tipo a pozzetto. 3. The device of claims 1 or 2 wherein the anode of the X-ray tube is of the well type. 4. Il dispositivo delle rivendicazioni 1, 2 o 3 in cui l’isolamento elettrico di alta tensione all’interno del monoblocco à ̈ perfezionato mediante riempimento con un materiale non liquido. 4. The device of claims 1, 2 or 3 in which the high voltage electrical insulation inside the monobloc is perfected by filling with a non-liquid material. 5. Il dispositivo delle rivendicazioni 1, 2, 3, o 4, in cui il tubo a raggi X à ̈ privo di griglia, essendo pertanto di struttura tipo diodo con solo due terminali elettrici, cioà ̈ anodo e catodo, e l’estrazione di elettroni dal catodo à ̈ causata direttamente dal potenziale elettrico anodo-catodo. 5. The device of claims 1, 2, 3, or 4, in which the X-ray tube has no grid, therefore being of a diode-like structure with only two electrical terminals, namely anode and cathode, and the Electron extraction from the cathode is caused directly by the anode-cathode electric potential. 6. Il dispositivo delle rivendicazioni 1, 2, 3, 4, o 5, in cui un rivelatore di radiazioni à ̈ integrato nel monoblocco e fornisce un segnale di retroazione a un circuito di controllo cosicché l’alimentazione elettrica al circuito anodico e la produzione di raggi X sia interrotta quando il segnale integrale dal rivelatore di radiazione raggiunga un livello predeterminato e proporzionale al kerma prodotto dall’evento di irraggiamento in una determinata posizione. 6. The device of claims 1, 2, 3, 4, or 5, wherein a radiation detector is integrated into the monobloc and provides a feedback signal to a control circuit so that the electrical supply to the anode circuit and the X-ray production is stopped when the integral signal from the radiation detector reaches a predetermined level proportional to the kerma produced by the radiation event in a given position. 7. Il dispositivo della rivendicazione 6 in cui il controllo della quantità di radiazione impartita con un evento di irraggiamento à ̈ basato sull'impostazione del prodotto corrente-tempo (mAs), 7. The device of claim 6 wherein the control of the amount of radiation imparted with an irradiation event is based on the setting of the current-time product (mAs), 8. Il dispositivo della rivendicazione 6 in cui il controllo della quantità di radiazione impartita con un evento di irraggiamento à ̈ basato sull'impostazione del8. The device of claim 6 wherein the control of the amount of radiation imparted with an irradiation event is based on the setting of the