ITRM950353A1

ITRM950353A1 - Apparecchio per analisi scintigrafiche, in particolare mammografo con risoluzione spaziale sub-millimetrica.

Info

Publication number: ITRM950353A1
Application number: IT95RM000353A
Authority: IT
Inventors: Notaristefani Francesco De; Massimo Meoni; Roberto Pani; Francesco Scopinaro
Original assignee: Pol Hi Tech S R L
Priority date: 1995-05-26
Filing date: 1995-05-26
Publication date: 1996-11-26
Also published as: EP0829022A1; EP0829022B1; IT1278080B1; DE69618583D1; ATE212132T1; WO1996037791A1; DE69618583T2; ES2172659T3; AU5909996A; ITRM950353A0

Abstract

Mammografo scintigrafico con risoluzione spaziale sub-millimetrica capace di rivelare radiazioni gamma con energie da 30 KeV a 2 KeV comprendente una testa sensibile (10) con un involucro di schermatura a scatole (16) che coopera con un pressore standard e alloggia i seguenti componenti fondamentali tra loro combinati nel seguente ordine:- un collimatore forato (11), di materiale ad alto numero atomico, atto a collimare le emissioni gamma dall'organo interessato,- una matrice di minicristalli scintillanti, per convertire le radiazioni gamma emesse dall'organo interessato in radiazioni luminose,- un complesso fotomoltiplicatore o rivelatore a stato solido sensibile alla posizione, che riceve le radiazioni luminose emesse da detti minicristalli scintillanti ed emette segnali proporzionali alle radiazioni luminose ricevute,- un fascio di guide di luce a fibre ottiche per congiungere otticamente i mini cristalli scintillanti con detto complesso fotomoltiplicatore,- un complesso hardware per effettuare la conversione e la integrazione di tutti i segnali provenienti dal complesso fotomoltiplicatore da analogici a digitali e la loro amplificazione per la applicazione ad un elaboratore elettronico che li elabora e li visualizza sotto forma di immagine dell'organo su un apposito monitor.

Description

DESCRIZIONE

"APPARECCHIO PER ANALISI SCINTIGRAFICHE, IN PARTICOLARE MAMMOGRAFO, CON RISOLUZIONE SPAZIALE SUB-MILLIMETRICA"

La presente invenzione si riferisce in generale agli apparecchi per analisi scintigrafiche e, in modo più particolare ma non esclusivo, concerne un mammografo scintigrafico capace di offrire una risoluzione spaziale sub-millimetrica.

STATO DELL’ARTE

L’alta incidenza di tumori della mammella ha creato la necessità di effettuare controlli sempre più sofisticati e frequenti per l'individuazione di cellule tumorali presenti in questi organi.

L’attuale diagnostica adotta il mammografo come strumento d’indagine: questo consiste in un sistema radiografico basato sui raggi X emessi da un tubo emettitore che costituisce la testa dello strumento. I raggi X emessi dal tubo attraversano la mammella che è stata schiacciata tra un pressore, trasparente ai raggi X (tradizionalmente in plexiglass), nella parte superiore dalla parte del tubo, ed un cassetto contenente la lastra radiografica, nella parte inferiore opposta al tubo. Dopo aver attraversato il pressore e la mammella, i raggi X impressionano la lastra fotografica presente nel cassetto. Lo strumento permette di ruotare tutto il sistema testa - pressore - cassetto, in modo da effettuare delle radiografie in varie posizioni (tradizionalmente tre: verticale, obliqua, laterale). La mammografia così eseguita permette di vedere eventuali calcificazioni presenti: noduli o microcalcificazioni di un eventuale carcinoma della mammella, oppure semplicemente di cisti dei dotti galattofori che possono trasformarsi, ma non necessariamente si trasformano, in cancro. Quindi qualsiasi calcificazione presente, che indichi o meno la reale presenza di un tumore, viene evidenziata dal mammografo. La risoluzione spaziale è molto elevata (ca. 1 mm). Il tessuto mammario è di densità così bassa da essere completamente trasparente ai raggi X e l'unica sostanza che ferma le radiazioni è il calcio delle calcificazioni: in mammografia non è infatti possibile usare liquidi di contrasto artificiali (normalmente usati in radiografia per tessuti molli), perchè questi non riescono a raggiungere l’organo. Pertanto, nel caso che il mammografo indichi qualche cosa, senza ulteriori indagini, quali asportazione chirurgica di tessuti e successiva biopsia, non è possibile stabilire con certezza la presenza di un tumore. La mammografia si può, pertanto, considerare fino ad ora un metodo molto sensibile ma poco specifico.

TECNICHE ALTERNATIVE

Esistono varie tecniche diagnostiche per l'analisi dei tumori che, associate ad altre metodiche, quali la radiografia, la TAC, la NMR, danno notevoli possibilità di scrutare il corpo umano individuando e quantificando l’esistenza di cellule tumorali.

a) SPECT (SINGLE PHOTON EMISSION COMPUTED TOMOGRAPHYÌ

Questa tecnica, eseguita con macchine denominate Anger camera (o gamma-camera), prevede l'immissione nel corpo del paziente di una sostanza chimica marcata con radioisotopi opportuni che emettono radiazioni gamma di specifica energia. La sostanza chimica, che viene assorbita preferenzialmente nelle cellule tumorali, emetterà quantità di radiazioni gamma direttamente proporzionali alla quantità di radiofarmaco captato dalle cellule tumorali presenti in una specifica posizione.

Le radiazioni gamma emesse vengono collimate da un opportuno collimatore e colpiscono un cristallo scintillante (abitualmente ioduro di sodio (Nal)) di dimensioni identiche al collimatore, venendo da questo assorbite totalmente. Il cristallo di Nal scintilla, emettendo una quantità di luce proporzionale alla quantità ed all’energia dei raggi gamma incidenti. La luce emessa a 360° dal cristallo verrà raccolta (per la sua metà rivolta verso la direzione opposta alla provenienza dei gamma) da un sistema di fotomoltiplicatori, aderenti otticamente alla superficie del cristallo. Ogni fotomoltiplicatore darà il suo segnale proporzionale alla quantità di luce vista. 1 segnali verranno integrati da un sistema software e digitalizzati in immagini in tempo reale.

b) ASPECT (ANULAR SINGLE PHOTON EMISSION COMPUTED TOMOGRAPHYÌ

E’ nel principio identica alla SPECT, salvo che utilizza minicristalli scintillanti anulari e, quindi, di diametri ristretti, tali da limitare l’uso di tali macchine alle sole tomografie del cranio.

c) PET (POSITRON EM1SSION TOMOGRAPHY)

In questo caso, dei particolari nuclidi (C11, N13, O15, F18) vengono appositamente generati da acceleratori nucleari (ciclotroni), tramite bombardamento protonico di bersagli specifici (C13, N15, O18). I nuclidi così generati vengono incorporati in opportune molecole (acqua, zuccheri, o àmmino-acidi) che si localizzano o agiscono nelle aree corporee di interesse.

Con gli isotopi sopra indicati, vengono preparati radiofarmaci introdotti nel paziente che si accumulano nel carcinoma. Il decadimento di un isotopo β+ emettente tipicamente genera un positrone da 1+2 MeV di energia che, al termine del suo range di attività (percorso), incontra un e' e si annihila, sprigionando una coppia di radiazioni gamma in direzioni opposte, con energia di 511 KeV

La rivelazione dei raggi gamma così generati avviene tramite un sistema tomografico anulare a gamma-camera, quale quello già descritto sopra, in ‘‘coincidenza’’ in due punti diametralmente opposti e, pertanto, permette l’eliminazione di un collimatore aumentando così la sensibilità del sistema.

Tale sistema, data la sua complessità (brevi tempi di decadimento degli isotopi: da 2 a 110 minuti di tempo di dimezzamento) ed il suo alto costo (necessità di acceleratori nucleari in prossimità dell’ospedale), viene utilizzato esclusivamente in centri di ricerca, malgrado la sua buona efficienza e la scarsa pericolosità per il paziente.

Tutte le tecniche diagnostiche basate sui radiofarmaci non erano applicabili alla mammella fino a qualche anno fa, per mancanza di radiofarmaci idonei; soltanto recentemente, l'industria farmaceutica ha messo a punto radiofarmaci specifici per la mammella (quali il 1SF fluorodesossiglucosio (FDG) beta+ emettente ed il “’Tc 2-metossiisobutil-isonitrile (99Tc MIBI) emettente singolo fotone gamma) e pertanto potrebbero diventare utilizzabili le normali tecniche scintigrafiche.

Purtroppo, però, per ragioni tecniche legate alla geometria di rivelazione e alla risoluzione spaziale delle “gamma camere", è possibile ottenere immagini della captazione tumorale, ma non “fondere" le immagini scintigrafiche con quelle mammografiche. Infatti, non è possibile con le attuali “gamma camere” ottenere la stessa proiezione della mammografia. Inoltre, i tumori della mammella nello stadio T1 misurano 0,5 1,5 cm; la risoluzione spaziale di una gamma camera commerciale è di circa 1 cm, mentre quella del mammografo è intorno al mm. Solo disponendo di una gamma camera ad alta risoluzione si potrà “fondere” l'immagine scintigrafica di un tumore da 0,5 1 mm con quella mammografica.

Da quanto detto risulta che sarebbe oltremodo interessante riuscire ad ottenere l'elevatissima risoluzione spaziale dei sistemi classici quali la radiografia e la TAC (tomografia assiale computerizzata), che arriva fino a 70-100 micron, insieme alla capacità di una gamma-camera di evidenziare inequivocabilmente l'esistenza di un tumore (di una certa funzionalità corporea) per riconoscere anche piccole metastasi e poter quindi intervenire al primo insorgere del male.

I principi innovativi di seguito descritti costituiscono la base dell’oggetto della presente invenzione e si prefiggono lo scopo di ottenere un mammografo scintigrafico con risoluzione spaziale di circa 200 * 3500 micron.

Sotto un primo aspetto innovativo della presente invenzione, l’uso di collimatori di materiale ad alto numero atomico (Z), con fori di diametro inferiori ad 1 mm, con setti di separazione di spessore inferiore a 0,2 mm e con spessori adeguati all’energia dei gamma impiegati, permetterà una maggiore discriminazione della posizione di arrivo della radiazione gamma proveniente dalla mammella sotto osservazione.

Sotto un secondo aspetto della presente invenzione, si prevede l’uso di nuovi tipi di minicristalli scintillanti aventi proprietà chimicofisiche tali da permettere l’utilizzo in minicristalli di dimensioni fino a 0,3 x 0,3 mmq di sezione, in matrici multi-cristallo di spessore circa 10 mm e con setti di separazione ottica tra cristallo e cristallo di spessore circa 10 micron, ed avente una sufficiente efficienza di rivelazione dei gamma con energia > 30 KeV.

Sotto un terzo aspetto della presente invenzione, si prevede l’uso di un fotomoltiplicatore sensibile alla posizione (“position sensitive”) (PSPMT) con un anodo a fili incrociati con passo 3.75 mm o minore, in modo da essere sensibile ai segnali emessi dalle singole fibre che interessano il singoio pixel, consentendo così di aumentare la risoluzione spaziale; oppure di una matrice di rivelatori a stato solido quali fotodiodi al silicio od al germanio con elementi o pixel compresi fra 0,2 x 0,2 mm e 1 x 1 mm, in particolare arca 0,5 x 0,5 mm, in grado di leggere fotoni, per discriminare il segnale percepito e quindi determinarne la posizione e rivelarne l’energia assorbita dal cristallo scintillante nell'interazione del raggio gamma con quest’ultimo, con una risoluzione finale fino a circa 0,3 mm.

Sotto un quarto aspetto dell’invenzione, si prevede l’uso di guide di luce o fibre ottiche per congiungere otticamente i minicristalli scintillanti con i fotomoltiplicatori o con un fotomoltiplicatore, ciò che permette: 1 ) di evitare gli spazi morti generati dalle pareti di contenimento delle finestre dei singoii fotomoltiplicatori, 2) di poter usare un numero di fotomoltiplicatori ridotto, diminuendo la sezione attiva tramite le guide di luce o le fibre ottiche.

Nel quadro della presente invenzione, l’uso di un sistema elettronico per integrare tutti i segnali generati, unito ad un soft-ware opportuno, permette l’ottenimento di immagini in tempo reale del seno osservato.

In definitiva, il mammografo scintigrafico secondo la presente invenzione permette di applicare le moderne tecniche scintigrafiche all'indagine del carcinoma della mammella utilizzando radiofarmaci idonei (a base di tecnezio o altri tipi sviluppabili) che hanno la particolarità di fissarsi preferenzialmente nelle cellule cancerogene ed emettono radiazioni gamma di bassa energia (circa 140 KeV) e con tempo di dimezzamento utili, anche se veloci (6 h). Ciò è possibile perchè il sistema secondo la presente invenzione unisce l’alta efficienza di conversione delle radiazioni gamma dei minicristalli scintillanti usati all'alta risoluzione spaziale ottenuta. La elevata risoluzione spaziale è ottenuta sia con la utilizzazione di matrici a multiminicristalli di dimensioni estremamente piccole, sia con l'accoppiamento dei singoli minicristalli con guide di luce (fibre ottiche) che mantengono una memoria della posizione del cristallo e sia con fotomoltiplicatori sensibili alla posizione, i quali leggono le singole fibre ottiche che portano il segnale luminoso.

Questo sistema permette di valutare senza possibilità di dubbio se nella mammella in esame vi sia presenza di cellule cancerogene e ciò con risoluzione spaziale tale (circa 0,2 mm) da individuare anche le più piccole metastasi e quindi il primo insorgere del male.

L’alta efficienza e la elevata risoluzione spaziale del sistema della presente invenzione permettono la utilizzazione di radiofarmaci a base di tecnezio che sprigionano radiazioni gamma a bassa energia (140 KeV) e con bassi tempi di dimezzamento (6 h) che sono quindi scarsamente dannosi per il paziente; permettono, inoltre, di poter “fondere” l'immagine scintigrafica del tumore osservato (di dimensioni 0,5 1 mm) con quella mammografica (radiografica), ottenendo così la matematica certezza della diagnosi.

Ulteriori particolarità e vantaggi della presente invenzione appariranno evidenti dal seguito della descrizione con riferimento ai disegni allegati, in cui è rappresentata a titolo illustrativo e non restrittivo la preferita forma di realizzazione.

Nei disegni:

la Figura 1 mostra una vista in sezione della testa di un mammografo secondo la presente invenzione ,

la Figura 2 mostra una vista in prospettiva del collimatore, con un dettaglio ingrandito dei relativi fori di passaggio,

la Figura 3 mostra una vista in prospettiva esplosa del complesso del collimatore e della scatola o schermo di alloggiamento, la Figura 4 mostra una vista in prospettiva del mosaico dei minicristalli scintillanti, con un relativo dettaglio ingrandito,

la Figura 5 mostra una vista del raggruppamento dei fasci di fibre ottiche di connessione tra il fotomoltiplicatore ed il preamplificatore,

la Figura 6 mostra una vista in prospettiva del fotomoltiplicatore con successivo preamplificatore,

la Figura 7 mostra uno schema a blocchi della testa del mammografo della presente invenzione nella sua cooperazione con un calcolatore per la elaborazione dei segnali digitali e la costruzione delle immagini,

la Figura 8 mostra una vista in prospettiva di assieme del mammografo con l’elaboratore digitale ad esso associato e la meccanica di supporto e di orientamento,

la Figura 9 mostra uno schema a blocchi dei circuito per il campionamento e la elaborazione dei segnali de! fotomoltiplicatore sensibile alla posizione,

la Figura 10 mostra uno schema a blocchi di una seconda forma di realizzazione basata sull’impiego di catene resistive,

la Figura 11 mostra uno schema a blocchi del circuito comprendente un sistema di lettura a soglia,

la Figura 12 mostra uno schema della geometria di accoppiamento tra minicristalli e fibre ottiche.

Con riferimento ora ai disegni, i! mammografo oggetto della presente invenzione comprende come uno dei suoi componenti essenziali una testa sensibile 10 che alloggia i seguenti componenti.

Un collimatore 11 costruito con materiale ad alto numero atomico (tipicamente Pb, W e simili) di sezione ad esempio di circa 250 x 150 mm (corrispondente a quella del cassetto radiografico dei mammografi convenzionalmente usati) o minore e con spessore compreso tra 10 mm e 40 mm, preferibilmente di circa 20 mm. Il collimatore 11 presenta fori 11a di un diametro compreso tra 0,5 e 1,2 mm, preferibilmente di circa 1 mm, con un setto di separazione tra foro e foro compreso tra 0,05 mm e 0,3 mm, preferibilmente di circa 0,2 mm. Il collimatore serve per singolarizzare le emissioni gamma daH'organo interessato ed opera in pratica come uno stretto selettore spaziale.

Al disopra del collimatore 11 è disposta una matrice 12 di minicristalli scintillanti sensibili ai raggi gamma. Tale matrice 12 a multicristalli scintillanti ha dimensioni corrispondenti a quelle del collimatore ed in particolare, per esempio, 250 x 150 mm o minore, con minicristalli singoli di YAP:Ce di dimensioni comprese tra 2 x 2 mm e fino anche a 0,3 x 0,3 mm, in particolare 1 x 1 mm, con spessore compreso tra 0,5 mm e 20 mm, in particolare 10 mm, separati otticamente uno dall’altro a mezzo di setti opachi alla luce e riflettenti compresi tra 2 μ e 0,5 mm in particolare di circa 10 micron, capaci di convertire i raggi gamma di energia di 2 MeV e fino a circa 30 KeV in luce di lunghezza d’onda idonea ad essere letta, compresa tra circa 350 nm e circa 600 nm.

I minicristalli scintillanti possono anche essere di Nal, Csl, BGO e simili.

Dalla matrice di minicristalli scintillanti si diparte un fascio di guide di luce o di fibre ottiche in materiale plastico, quali PMMA, PS, PC e simili, oppure in materiale non plastico, come vetro, silice, quarzo e simili, avente corrispondentemente alla base una sezione di 250 x 150 mm o minore e costituito da fibre singole di sezione esagonale o quadrata con dimensione pah a circa 1 mm lato - lato e comunque compresa tra 0.5 e 2 mm. Le fibre sono otticamente separate una dall’altra a mezzo di un rivestimento riflettente depositato sulla loro interfaccia, in modo da non lasciare vuoti all’interno del fascio e da non permettere che la luce che viaggia in una fibra possa interferire con le fibre contigue.

II fascio di fibre ottiche è alla base unito otticamente all matrice 12 di minicristalli scintillanti, mentre alla parte opposta si suddivide, con riferimento alla Figura 5, in una forma di realizzazione fisicamente fabbricata, in quindici sub-fasci ciascuno di sezione quadrata di circa 50 x 50 mm che si accoppiano otticamente ad altrettanti fotomoltiplicatori 13 sensibili alla posizione, con finestra utile di circa 50 x 50 mm ( oppure, nel caso di matrice a cristalli scintillanti di area 180 x 180 mm, in nove fasci, ciascuno di sezione quadrata di circa 60 x 60 mm, che si accoppiano ad altrettanti fotomoltiplicatori sensibili alla posizione, con finestra attiva di 60 x 60 mm); oppure, nel caso di matrice a cristalli scintillanti di area 180 x 120 mm, in sei fasci, ciascuno di sezione quadrata di circa 60 x 60 mm, che si accoppiano ad altrettanti fotomoltiplicatori).

In definitiva, il fascio di fibre ottiche utilizzato presenta alla base una sezione pari alla superficie totale della matrice a multi-cristalli e, all’estremità opposta, o si divide in più fasci, aventi ciascuno sezione simile, per forma e dimensioni, alla finestra attiva di una pluralità di fotomoltiplicatori o rivelatori a stato solido usati e, come sommatoria delle sezioni, una sezione pari a quella della base, oppure una sezione inferiore tale da accoppiarsi ad un solo fotomoltiplicatore o rivelatore a stato solido ed una forma tronco conica o tronco piramidale. In questo caso la forma geometrica della base , quadrata, rettangolare, esagonale, cilindrica, ecc. non è necessariamente mantenuta alla sommità .

Deve essere notato che Γ interfaccia di accoppiamento tra i minicristalli scintillanti ed il fascio di fibre ottiche dovrebbe essere tale che la luce proveniente dai minicristalli non subisca, nel passaggio all’interno delle fibre, deviazioni, dovute al cambiamento dell'indice di rifrazione, tali da diminuire significativamente l’efficienza del sistema. I minicristalli scintillanti sono quindi lavorati singolarmente in modo opportuno a seconda delle dimensioni e dell'indice di rifrazione e le singole fibre si accoppiano perfettamente alla loro geometria come descritto nella Figura 12 per un cristallo ed una fibra di curvatura sferica all’interfaccia.

Il raggio di luce che parte dal punto A, che si trova alla distanza D dal centro di curvatura 0, che forma l’angolo θ0 con la normale all’interfaccia B e che forma con l’asse ω del cristallo (12) l’angolo a, verrà deviato al passàggio nella fibra ottica (14) e formerà un angolo 3i rispetto alla normale R al punto d’interfaccia B, tale che l’angolo γ che il raggio di luce riflesso forma con la normale alla superficie esterna della fibra ottica sia maggiore dell’angolo limite, così che la luce possa proseguire con percorsi minimi.

Queste stesse considerazioni valgono per preferiti profili paraboloidaìi, ellissoidali o piramidali della testa dei cristalli.

Componenti importanti della presente invenzione sono i fotomoltiplicatori sensibili alla posizione: si tratta di dispositivi di per sè noti i quali vengono definiti sensibili alla posizione perchè la loro testa ha un anodo a fili incrociati con passo di 3,75 mm o minore. Nella forma di realizzazione con quindici fotomoltiplicatori, essi hanno una finestra attiva di circa 50 x 50 mm e si accoppiano otticamente con i quindici sub-fasci di fibre ottiche con sezione di 50 x 50 mm. Nella forma di realizzazione con nove oppure sei fotomoltiplicatori, essi hanno un anodo (14) a fili incrociati con passo di 3,75 mm e con finestra attiva di 60 x 60 mm e sono otticamente accoppiati a nove e rispettivamente sei sub-fasci di fibre ottiche a sezione quadrata di circa 60 x 60 mm.

Ulteriori componenti hardware della struttura del mammografo in argomento prevedono componenti noti agli esperti nel ramo e precisamente una sezione 15 di preamplificazione dei segnali analogici ed infine una sezione avente la funzione di alimentazione dei fotomoltiplicatori, amplificazione dei segnali acquisiti e conversione dei segnali analogici alla forma digitale, idonea alla elaborazione attraverso un calcolatori per la definitiva costruzione dell’immagine da visualizzare.

Il funzionamento dell’elaboratore e quindi dell’intero sistema elettronico di hardware per la lettura ed integrazione dei segnali analogici che scaturiscono dai dinodi dei fotomoltiplicatori per essere poi trasformati in segnali digitali e quindi elaborati è retta da un apposito software che provvede definitivamente alla elaborazione dei segnali digitali ed alla visualizzazione delle immagini in tempo reale su un apposito monitor con risoluzione spaziale di digitalizzazione di 0,5 mm e fino anche a 0,1 mm.

Tutti i componenti meccanici, ottici ed elettronici del mamografo finora descritto sono alloggiati in un apposito schermo a scatola 16 che forma, in pratica, l'involucro esterno della testa 10 ed impedisce che i raggi gamma possano raggiungere i cristalli scintillanti o il fotomoltiplicatore da posizioni diverse da quelle che fronteggiano il collimatore.

Come avviene normalmente, la testa 10 del mammografo è combinata con un pressore 17 per tener premuto il seno da analizzare contro la sua faccia inferiore sensibile (collimatore). La meccanica prevede, inoltre, una struttura di supporto che permette alla testa sensibile ed all’associato pressore (fra loro solidali) di potersi muovere nelle tre coordinate spaziali per poter eseguire mammografie non solo verticali, ma anche oblique e laterali

Gli stessi principi sui quali è basata la presente invenzione possono essere estesi anche ad altre applicazioni, come la misurazione della funzionalità biologica e la tomografia.

Per quanto riguarda la misurazione della funzionalità biologica, la presente invenzione può essere applicata allo scopo di effettuare prove di funzionalità di radiofarmaci su cavie animali o su soggetti vegetali, oppure allo scopo di stabilire la funzionalità di un certo organo anatomico, come, ad esempio, per stabilire la morte clinica di un paziente da cui si debbano prelevare degli organi da trapiantare. In quest’ultimo caso si effettueranno prove di funzionalità cerebrale.

Per quanto riguarda la tomografia, la testa sensibile secondo la presente invenzione può essere montata su una meccanica tale da permettere anche di ruotare di 360° e può avere anche forma anulare con diametro e larghezza opportuni per poter effettuare una tomografia SPECT.

In tutte le applicazioni accennate, le macchine saranno provviste di una elettronica capace di integrare tutti i segnali provenienti dai dinodi dei fotomoltiplicatori e di un software in grado di visualizzare in immagini in tempo reale i segnali digitalizzati, con una risoluzione spaziale fino a 0,2 mm.

Prima di esporne dettagli della parte elettronica della presente invenzione, si ritiene utile fornire un accenno ai tubi fotomoltiplicatori sensibili alla posizione.

Tali tubi possiedono tutte le caratteristiche generali dei tubi fotomoltiplicatori convenzionali. Le caratteristiche che li distinguono dai tubi fotomoltiplicatori tradizionali sono quelle di poter localizzare la posizione dei fotoni luminosi incidenti sull’area del fotocatodo. Lo stadio di moltiplicazione della canea è realizzato in modo tale da ottenere delle traiettorie rettilinee degli elettroni durante la moltiplicazione. In tale ipotesi, il tempo di transito degli elettroni dal fotocatodo all’anodo è notevolmente ridotto (dell’ordine dei nanosecondi o delle decine di nanosecondi), le traiettorie sono pressocchè insensibili ai campi magnetici esterni ed inoltre le nuvole elettroniche formate dai fotoelettroni emessi in posizioni diverse dal fotocatodo sono spazialmente distinte. Dopo Io stadio di moltiplicazione, la carica viene campionata da una struttura a multianodo o da un anodo a fili incrociati.

L’elettronica hardware di lettura e di prima elaborazione dei segnali di carica raccolti dai fili anodici del fotomoltiplicatore può essere ottenuta in due diversi modi.

in una prima forma di realizzazione, è previsto un sistema di campionamento ed elaborazione del segnale per filo dell’anodo. Nella Figura 9 è illustrato lo schema a blocchi raffigurante il sistema di circuiti elettronici realizzato per il campionamento dei segnali del fotomoltiplicatore sensibile alla posizione. La carica raccolta dai fili dell’anodo viene integrata ed amplificata da un doppio stadio di preamplificazione ed amplificazione a guadagno variabile. Il tempo caratterìstico per l’integrazione della carica, in questa forma di realizzazione, è pari a 10 secondi: ciò permette una completa raccolta della carica e fìssa il massimo rate di acquisizione a 100 kHz, allo scopo di evitare fenomeni di sovrapposizione dei segnali. Le uscite degli amplificatori sono collegate a circuiti stretcher, i quali dilatano ulteriormente gii impulsi che vengono poi inviati ad un circuito multiplatore analogico.

Nel circuito sono previsti due multiplatori analogici, ognuno dei quali elabora in segnali provenienti da un insieme di fili del fotomoltiplicatore relativi alle due coordinate. Ogni circuito multiplatore invia i segnali ad un convertitore analogico - digitale in ampiezza a 10 bit. A questo punto, i dati digitali vengono immagazzinati in un sistema di memoria di massa ed elaborati dal processore principale che li organizza in stringhe, ognuna relativa ad un evento di interazione nel cristallo. Le stringhe vengono spostate in registri di memoria FIFO e, attraverso una interfaccia seriale RS232, sono inviate ad un Personal Computer e ad una stazione di calcolo, con cui è possibile effettuare le necessarie elaborazioni.

I dati digitali, previa conversione alla forma analogica, dalla memoria di massa possono essere visualizzati su un opportuno visore.

Per eliminare il rumore indotto dal tubo fotomoltiplicatore sui fili anodici, è previsto inoltre un sistema di lettura a soglia, come nella Figura 11 .

In una seconda forma di realizzazione, la lettura e la prima elaborazione dei segnali di carica raccolti dai fili anodici del fotomoltiplicatore possono essere ottenute per mezzo di catene resistive. In tale configurazione, come indicato nella Figura 10, gli estremi delle due catene resistive producono quatto impulsi di carica Xa, Xb, Ya e Yb. Come indicato nello schema a blocchi, i segnali vengono applicati ad una catena di preamplificatore-più-amplificatore a guadagno variabile per equalizzare i segnali. Il campionamento e la sincronizzazione degli impulsi analogici sono quindi eseguiti da un modulo campionatore stretcher e, per ottenere l’informazione relativa ad ogni posizione di interazione, si debbono realizzare le funzioni:

X = (Xa - Xb) / (Xa Xb) Y = (Ya - Yb) / ( Ya Yb) attraverso dispositivi sommatori ed invertitori analogici. Gli addendi della divisione vengono quindi commutati da un dispositivo multiplatore analogico e convertiti da un convertitore analogico-digitale a 10 bit che realizza la divisione. A questo punto, come nella precedente forma di realizzazione, il risultato viene inviato ad un controllo e ad una memoria di massa, che lo rielabora e lo riorganizza in stringhe. Infine, i dati, passando attraverso un registro di memoria FIFO, vengono inviati con interfaccia seriale di collegamento ad un Personal Computer e ad una stazione di calcolo.

In quel che precede sono state descritte le preferite forme di realizzazione e sono state suggerite delie varianti della presente invenzione, ma deve essere chiaro che gii esperti nel ramo potranno apportare modificazioni e cambiamenti senza con ciò uscire dall'ambito di protezione della presente privativa industriale.

Claims

RIVENDICAZIONI 1.- Mammografo scintigrafico con risoluzione spaziale submillimetrica capace di rivelare radiazioni gamma con energie da 30 KeV a 2 KeV comprendente una testa sensibile (10) con un involucro di schermatura a scatola (16) che coopera con un pressore standard e alloggia i seguenti componenti fondamentali tra loro combinati nel seguente ordine: - un collimatore forato (11), di materiale ad alto numero atomico, atto a collimare le emissioni gamma dall'organo interessato, - una matrice di minicrìstalli scintillanti, per convertire le radiazioni gamma emesse dall’organo interessato in radiazioni luminose, - un complesso fotomoltiplicatore o rivelatore a stato solido sensibile alla posizione, che riceve le radiazioni luminose emesse da detti minicristalli scintillanti ed emette segnali proporzionali alle radiazioni luminose ricevute, - un fascio di guide di luce a fibre ottiche per congiungere otticamente i minicristalli scintillanti con detto complesso fotomoltiplicatore, - un complesso hardware per effettuare la conversione e la integrazione di tutti i segnali provenienti dal complesso fotomoltiplicatore da analogici a digitali e la loro amplificazione per la applicazione ad un elaboratore elettronico che li elabora e li visualizza sotto forma di immagine dell’organo su un apposito monitor. 2.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che detto collimatore è di materiale ad alto numero atomico scelto fra piombo, tungsteno e simili 3.- Mammografo scintigrafico secondo le rivendicazioni 1 e 2, caratterizzato dal fatto che detto collimatore presenta fori di diametro compreso tra 0,5 e 1,5 mm, in particolare 1 mm. 4.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che i minicristalli di detta matrice sono di materiale scelto tra YAP.Ce, Nal, Osi, BGO e simili, in particolare YAPiCe. 5.- Mammografo scintigrafico secondo le rivendicazioni 1 e 4, caratterizzato dal fatto che detti minicristalli hanno sezione compresa tra 0,3 x 0,3 mm e 2 x 2 mm, in particolare 1 x 1 mm, con spessore compreso tra 0,5 mm e 20 mm, in particolare 10 mm. 6.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 5, caratterizzato dal fatto che i singoli minicristalli di detta matrice sono otticamente separati uno dall'altro e lo spazio morto tra i singoli minicristalli è compreso tra 2 micron e 0,5 mm, in particolare 10 micron. .7.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che dette guide di luce a fibre ottiche sono realizzate in materiale plastico scelto tra PMMA, PS, PC e simili. 8.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che dette guide di luce a fibre ottiche sono realizzate in materiale non plastico scelto fra vetro, silice, quarzo e simili. 9.- Mammografia scintigrafico secondo le rivendicazioni 7 e 8, caratterizzato dal fatto che dette fibre ottiche sono otticamente separate una dall’altra a mezzo di un rivestimento riflettente depositato sulla loro superficie di interfacciamento. 10.- Mammografo scintigrafico secondo le rivendicazioni 7 - 9, caratterizzato dal fatto che dette fibre ottiche hanno sezione esagonale o quadra e sono assemblate in un fascio avente alla base una sezione pari alla superficie totale della matrice di minicristalli senza lasciare spazi morti tra fibra è fibra. 11.- Mammografo scintigrafico secondo le rivendicazioni 6 - 10, caratterizzato dal fatto che le superfici di accoppiamento tra detti cristalli e dette fibre ottiche sono curve, in particolare sferiche, paraboloidali, ellissoidali, oppure piramidali. 12.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che detto complesso fotomoltiplicatore o rivelatore a stato solido sensibile alla posizione comprende uno o più singoli fotomoltiplicatori o rivelatori a stato solido sensibili alla posizione. 13.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 10, caratterizzato dal fatto che detto fascio di fibre ottiche, all’estremità opposta alla base, si suddivide in più sub-fasci, aventi ciascuno sezione simile, per forma e dimensioni, alla finestra attiva di una pluralità di fotomoltiplicatori o rivelatori a stato solido usati e, come sommatoria delle sezioni, una sezione pari a quella della base.. 14.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 10, caratterizzato dal fatto che detto fascio di fibre ottiche, all’estremità opposta alla base, presenta una sezione inferiore a quella della base, tale da accoppiarsi ad un solo fotomoltiplicatore o rivelatore a stato solido ed una forma troncoconica o troncopiramidale. 15.- Mammografo scintigrafico secondo le rivendicazioni 13 e 14, caratterizzato dal fatto che la forma geometrica della sommità è diversa dalla forma geometrica della base di detto fascio di fibre. 16.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 12, caratterizzato dal fatto che detti fotomoltiplicatori sensibili alla posizione hanno un anodo a fili incrociati con passo di 3,75 mm o meno e sono sensibili ai segnali emessi dalie singole fibre che interessano il singolo dinodo, cosi da realizzare una elevata risoluzione spaziale. 17.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 12, caratterizzato dal fatto che detti rivelatori a stato solido sono costituiti da fotodiodi al silicio od al germanio con pixel compresi tra 0,2 x 0,2 mm, in particolare 0,5 x 0,5 mm, in grado di leggere fotoni di luce, determinarne la posizione e rivelarne l'energia assorbita dal minicristaiio scintillante nella sua interazione con il raggio gamma. 18.- Mammografo scintigrafico secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratteri zzato dal fatto di essere montato su una meccanica mobile , atta a muovere la testa sensibile ed il pressore lungo tutte le coordinate spaziali in modo da poter effettuare delle indagini da qualsiasi posizione in un arco di 360°, nonché a trasportare il mammografo in modo da analizzare anche pazienti immobili in un letto. 19.- Mammografo scintigrafico secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni, caratterizzato dal fatto di poter alloggiare sulla superficie della testa sensibile un cassetto radiografico standard in modo da effettuare diagnosi sovrapposte, comprendenti analisi radiografiche e, previa rimozione del cassetto standard, analisi scintigrafiche, in successione temporale. 20.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che detto complesso hardware per la elaborazione dei segnali provenienti dal fotomoltiplicatore comprende un doppio stadio di preamplificazione ed amplificazione a guadagno variabile, alle cui uscite sono collegati dei circuiti stretcher che dilatano temporalmente i segnali e li applicano a circuiti multiplatori analogici, le uscite dei circuiti multiplatori analogici sono applicate a convertitori analogico-digitali e successivamente ad un blocco di controllo e di memoria di massa, il quale organizza i dati in stringhe , ognuna relativa ad un evento di interazione nel cristallo, le stringhe di uscita essendo applicate a registri di memorie FIFO e, attraverso una interfaccia sedale RS232, ad un Personal Computer e ad una stazione di calcolo per le necessarie elaborazioni ai fini della costruzione dell'immagine. 21.- Mammografo scintigrafico secondo la rivendicazione 1, caratterizzato dal fatto che detto complesso hardware per la elaborazione dei segnali provenienti dal fotomoltiplicatore comprende catene resistive per la raccolta delle cariche dai fili anodici del fotomoltiplicatore e produrre quattro impulsi di carica (Xa,Xb,Ya,Yb) i quali sono applicati a rispettive catene comprendenti, in serie, un preamplificatore, un amplificatore a guadagno regolabile ed un circuito stretcher, nonché circuiti sommatori ed invertitori per produrre segnali di somma e di differenza (Xa+Xb, Xa-Xb, Ya+Yb, Ya-Yb), quindi circuiti multipiatori e convertitori analogico-digitali e successivamente circuiti divisori per calcolare funzioni (X=(Xa-Xb)/(Xa+Xb); Y=(Ya-Yb)/(Ya+Yb)), il risultato della divisione essendo applicato ad un blocco di controllo é di memoria di massa che rielabora e riorganizza i dati in stringhe e li applica attraverso registri di memoria FIFO ed una interfaccia seriale RS232 ad un Personal Computer e ad una stazione di calcolo per le necessarie elaborazioni ai fini della costruzione deirimmagine. 22.- Sistema di mammografia scintigrafiche con risoluzione sub-millimetrica, comprendente: - mezzi per la collimazione delle radiazioni gamma emesse dall'organo in esame, - mezzi a cristalli scintillanti per la conversione delle radiazioni gamma in luce ultravioletta - visibile, - mezzi per il trasporto della luce ultravioletto-visibile dai cristalli scintillanti a mezzi fotomoltiplicatori, - mezzi a fotomoltiplicatori o rivelatori a stato solido per la conversione della luce ultravioletto-visibile in segnali elettrici analogici, - mezzi per la preamplificazione dei segnali analogici, - mezzi per la alimentazione dei fotomoltiplicatori, la amplificazione dei segnali acquisiti e la conversione dei segnali da analogici a digitali, e - mezzi per la elaborazione dei segnali digitali e la costruzione deirimmagine. 23.- Impiego del sistema di accoppiamento tra uno o più cristalli scintillanti ed uno o più fotomoltiplicatori a mezzo di guide di luce o fibre ottiche secondo una qualsiasi delle precedenti rivendicazioni 1, 7 - 15 e 22, per eliminare gli spazi morti, nelle applicazioni di gamma camere di qualsiasi dimensione e forma, quali tomografi a testa girevole a 360°, tomografi ASPECT con monocristaili anulari, gamma camere accoppiate a PET, gamma camere a cristallo piano, tomografi a cristallo piano e simili.