ITBO20080147A1

ITBO20080147A1 - Apparecchiatura radiologica

Info

Publication number: ITBO20080147A1
Authority: IT
Inventors: Luciano Occhialini
Original assignee: Micronica S R L
Priority date: 2008-03-05
Filing date: 2008-03-05
Publication date: 2009-09-06
Also published as: WO2009109843A1

Description

D E S C R I Z I O N E

La presente invenzione è relativa a una apparecchiatura radiologica.

In particolare, la presente invenzione è relativa a una apparecchiatura radiologica di tipo mobile che trova vantaggiosa, ma non esclusiva applicazione in chirurgia, cui la descrizione che segue farà esplicito riferimento senza per questo perdere in generalità.

Sono note apparecchiature radiologiche mobili atte a essere utilizzate in sala operatoria allo scopo di ottenere un flusso di immagini in tempo reale di parti o organi interni di un paziente durante un intervento chirurgico, per esempio durante un intervento di chirurgia endovascolare. in tale ambito, per flusso di immagini in tempo reale si intende un flusso di immagini con una cadenza di immagine ("frame rate") di 25 F/s (Frame al secondo) nello standard europeo, oppure di 30 F/s nello standard degli Stati Uniti d'America.

Una tale apparecchiatura radiologica comprende, in genere, una sorgente di raggi-x, un generatore di alta tensione atto ad alimentare elettricamente la sorgente di raggi-X per generare un fascio di raggi-X, un rivelatore di raggi-X disposto di fronte alla sorgente di raggi-X per ricevere il fascio di raggi-X e formare una relativa immagine, e una base mobile, la quale è provvista tipicamente di ruote per potersi muovere sul pavimento della sala operatoria e di un contenitore alloggiante il generatore di alta tensione e sulla quale è montato, in maniera orientabile, un braccio di supporto per la sorgente di raggi-x e il rivelatore di raggi-x. L'apparecchiatura è provvista, inoltre, di una unità di acquisizione e visualizzazione di immagini collegata via cavo al rivelatore di raggi-X.

La sorgente di raggi-X è costituita, per esempio, da un tubo a raggi-x comprendente un anodo e un catodo, tra i quali il generatore di alta tensione applica una differenza di potenziale di diverse decine di kv. Il rivelatore di raggi-X è costituito, per esempio, da un intensificatore di brillanza accoppiato a una telecamera digitale con sensore CCD che permettono di ottenere una risoluzione massima compresa tra 2.0 LP/mm ("Line Pairs" al millimetro) e 2.5 LP/mm, oppure da un pannello piatto allo stato solido, cioè un pannello piatto realizzato con tecnologia a silicio o selenio amorfo, che garantisce una risoluzione massima superiore, e in particolare compresa tra 3.0 LP/mm e 3,1 LP/mm, ma che è più costoso, e quindi meno diffuso, dell'intensificatore di brillanza ed è principalmente utilizzato sulle apparecchiature radiologiche fisse. Il pannello piatto realizzato con selenio amorfo è più delicato di quello al silicio amorfo, in quanto i singoli sensori al selenio amorfo di cui è costituito il pannello si danneggiano irreparabilmente per temperature superiori ai 35° C. Inoltre, la qualità delle immagini fornite dal pannello piatto al selenio amorfo dipende, non solo dalla dose di raggi-X ricevuta, ma anche, e in modo significativo, dalla regolazione termica dei singoli elementi sensori. Entrambi questi tipi di rivelatori di raggi-X, cioè quello impiegante intensificatore di brillanza e il panello piatto a silicio o selenio amorfo, vengono utilizzati con tempi di esposizione compresi tra 7 ms e 10 ms.

Il rivelatore e la sorgente di raggi-X sono fissati agli opposti estremi del braccio di supporto in modo da essere disposti lungo un asse ottico ad una distanza reciproca che è tipicamente di circa 1 metro. Il braccio di supporto ha una forma tale da essere posizionabile a cavallo di un tavolo operatorio radiotrasparente su cui viene disteso il paziente in modo che lo stesso sia disposto tra la sorgente e il rivelatore di raggi-X. La base mobile permette di cambiare rapidamente la posizione della coppia sorgente-rivelatore di raggi-X rispetto al corpo del paziente durante l'intervento chirurgico.

È noto che soltanto una piccolissima percentuale dell'energia elettrica fornita al tubo a raggi-X, pari a circa a 1%, si trasforma in raggi-X, mentre la restante viene dispersa sotto forma di calore principalmente nell'anodo del tubo a raggi-X. Per questo motivo la sorgente a raggi-X è normalmente provvista di un sistema di raffreddamento. Affinché l'apparecchiatura radiologica mobile sia sufficientemente maneggevole, deve avere dimensioni e peso ridotti, il che significa avere, rispetto alle analoghe apparecchiature radiologiche fisse, un generatore di alta tensione con potenza massima più bassa e una sorgente di raggi-X più compatta. Di conseguenza, la apparecchiatura radiologica mobile ha un sistema di raffreddamento della sorgente a raggi-X che è necessariamente meno efficiente di quello normalmente installato sulle apparecchiature radiologiche fisse. Inoltre, l'apparecchiatura radiologica mobile viene utilizzata con una corrente anodica normalmente inferiore a 200 mA, mentre nelle apparecchiature fisse si possono utilizzare correnti anodiche anche superiori a 800 mA.

Per ottenere immagini in tempo reale, l'apparecchiatura radiologica è utilizzata con tecnica pulsata, secondo la quale il generatore di alta tensione viene comandato tramite un segnale di controllo periodico per accendere e spegnere ripetutamente la sorgente di raggi-X in modo da generare una successione di impulsi di raggi-X in accordo con il segnale di controllo. La durata di ciascun impulso di raggi-X deve essere appena superiore al tempo di formazione di immagine del rivelatore a raggi-X. In particolare, il generatore di alta tensione comprende tipicamente un trasformatore di tensione, il quale comprende un circuito primario alimentato da una tensione periodica ad alta frequenza modulata dal segnale di controllo e un circuito secondario collegato a un circuito raddrizzatore in modo da fornire inpulsi di tensione di parecchie decine di kilovolts con una ondulazione residua ("ripple") pari a circa lo 1% e una durata di qualche millisecondo. Il circuito raddrizzatore comprende un condensatore avente una capacità scelta in base al miglior compromesso tra la durata dell'impulso di tensione e l'ondulazione residua.

Nelle applicazioni chirurgiche vascolari, endovascolari, cardiologiche e di emodinamica è spesso richiesta la massima cadenza di immagine, cioè 25 F/s O 30 F/s, per ridurre l'effetto di "trascinamento" che compare sulla sequenza di immagine e che è dovuto al movimento di organi interni del paziente. Inoltre, per ottenere immagini o sequenze di immagini con elevata qualità, come è richiesto soprattutto nelle applicazioni chirurgiche cardiologiche e di emodinamica, il generatore di alta tensione viene comandato per generare la massima corrente anodica consentita. La duplice necessità di avere immagini in tempo reale e avere immagini elevata qualità porta al rapido surriscaldamento del tubo a raggi-X con il rischio di portarlo alla saturazione termica prima che 1'intervento chirurgico si concluda. A tale proposito, vale la pena ricordare che in alcuni paesi è espressamente vietato eseguire alcune applicazioni chirurgiche con le apparecchiature radiologiche mobili in quanto, allo stato attuale, non danno la garanzia che la procedura chirurgica possa essere conclusa in sicurezza senza che il tubo a raggi -X raggiunga la saturazione termica, la quale, se si verifica, fa sì il chirurgo non abbia più la possibilità di "vedere" cosa sta facendo, e quindi è una condizione di potenziale grave pericolo per il paziente.

Infine, si deve tenere presente che le direttive della comunità europea in materia di protezione contro i danni provocati dalla esposizione alle radiazioni ionizzanti a scopo medico stabiliscono che le dosi da esposizione, eccetto che nei trattamenti radioterapeutici, siano le più basse raggiungibili compatibilmente con l'ottenimento delle informazioni radiologiche richieste. Pertanto, è desiderabile che, a tutela del paziente e degli operatori medici, un qualsiasi tipo di apparecchiatura radiologica , quindi sia mobile che fissa, utilizzi la tecnica pulsata e generi, durante gli interventi chirurgici, impulsi di raggi-X i più brevi possibili.

Scopo della presente invenzione è di realizzare una apparecchiatura radiologica mobile, la quale sia atta ad acquisire immagini radiologiche in tempo reale in maniera affidabile per tutta la durata di un intervento chirurgico, a produrre ratei di dose di raggi-X inferiori a quelli delle apparecchiature radiologiche conosciute e, nello stesso tenpo, sia di facile ed economica realizzazione.

Secondo la presente invenzione viene realizzata una apparecchiatura radiologica in accordo con le rivendicazioni allegate.

Per una migliore comprensione della presente invenzione, viene ora descritta una forma di realizzazione preferita, a puro titolo di esempio non limitativo e con riferimento ai disegni allegati, nei quali:

- la figura 1 illustra, secondo una vista in elevazione laterale semplificata, la apparecchiatura radiologica realizzata in accordo con una preferita forma di attuazione della presente invenzione;

- la figura 2 illustra uno schema a blocchi di una parte della apparecchiatura radiologica della figura 1 preposta alla generazione dei raggi-X;

- la figura 3 illustra l'andamento temporale di alcuni segnali scambiati tra alcune unità della apparecchiatura radiologica delle figure 1 e 2; e

- la figura 4 illustra uno schema a blocchi della parte preposta alla generazione dei raggi-X secondo una ulteriore preferita forma di attuazione della presente invenzione.

Nella figura 1, con 1 è genericamente indicato, nel suo complesso, una apparecchiatura radiologica mobile comprendente una sorgente di raggi-X 2, un generatore di alta tensione 3 atto ad alimentare elettricamente la sorgente di raggi-X 2 cosicché quest'ultima generi un fascio di raggi-X 4, e un rivelatore di raggi-X 5 disposto di fronte alla sorgente di raggi-X 2 per ricevere il fascio di raggi-X 4 e formare almeno una immagine di un paziente 6 disteso su di un lettino 7 radiotrasparente collocato tra la sorgente di raggi-X 2 e il rivelatore di raggi-X 5. L'apparecchiatura radiologica 1 comprende una base mobile 8 provvista di ruote 9 per potersi muovere sul pavimento (non illustrato) di una sala operatoria e di un contenitore 10 atto ad alloggiare il generatore di alta tensione 3. Sulla base mobile 8 è montato, in maniera orientabile, un braccio 11 a forma di C che supporta la sorgente di raggi-X 2 e il rivelatore di raggi-X 5 e ne consente il posizionamento rispetto al lettino 7. In particolare, ai due opposti estremi Ila e llb del braccio 11 sono fissati rispettivi contenitori 12 e 13 alloggianti, l'uno, la sorgente di raggi-X 2 e, l'altro, il rivelatore di raggi-X 5. La apparecchiatura radiologica 1 illustrata nella figura 1 è dunque realizzata, dal punto di vista della collocazione del generatore di alta tensione 3, secondo una soluzione nota come "housing", in cui il generatore di alta tensione 3 è alloggiato in un contenitore diverso da quello che alloggia la sorgente di raggi-X 2.

L'apparecchiatura radiologica 1 è provvista di una unità di acquisizione e visualizzazione di immagini 14 costituita, per esempio, da un personal computer comunicante con il rivelatore di raggi-X 5 e opportunamente configurato per ricevere e visualizzare le immagini formate dal rivelatore di raggi-x 5 stesso.

Secondo la presente invenzione, il rivelatore di raggi-X 5 è costituito da un pannello piatto CMOS con deposizione diretta di scintillatore.

In particolare, il pannello piatto CMOS, che verrà qui di seguito indicato ancora con 5, è un sensore a pannello di tipo noto realizzato su di un supporto monolitico di silicio, il quale comprende una matrice di fotodiodi realizzati con tecnologia CMOS e sul quale è stato direttamente depositato uno strato di materiale scintillatore, per esempio Ioduro di Cesio (Csl). Questa tecnologia permette di ottenere un cosiddetto fattore di riempimento ("fili factor") maggiore di quello del pannello piatto a silicio o selenio amorfo, il quale è ottenuto dalla composizione e collegamento di una pluralità di singoli sensori di raggi-X. Infatti, il fattore di riempimento esprime la percentuale di area attiva per unità di superficie del pannello, dove per area attiva si intende la superficie che è fisicamente occupata dai sensori e non da altre parti circuitali necessarie al collegamento reciproco dei sensori stessi. In particolare, il panello piatto CMOS 5 presenta un fattore di riempimento compreso tra il 71% e lo 87% e il pannello piatto a silicio o selenio amorfo presentano un fattore di riempimento compreso tra il 37% e il 55%. Da un fattore di riempimento più elevato discende una maggiore risoluzione spaziale massima del pannello piatto.

Inoltre, il pannello piatto CMOS 5 presenta una caratteristica vantaggiosa sconosciuta, e quindi non sfruttata, in tutte le applicazioni radiologiche, sia in ambito chirurgico, che in ambito diagnostico, e cioè un tempo di formazione di immagine pari a circa 20 μs, cioè sostanzialmente molto più basso di quello dei pannelli a silicio amorfo, che sono attualmente utilizzati con tempi di esposizione pari o superiori a 7 ms, come già detto in precedenza.

Per sfruttare appieno le caratteristiche del pannello piatto CMOS 5, e in particolare la velocità di formazione di immagine, il resto della apparecchiatura radiologica 1 è realizzata secondo quanto descritto di seguito. In particolare, la realizzazione della apparecchiatura radiologica 1 secondo la presenta invenzione è volta a superare l'incapacità dei generatori di alta tensione allo stato dell'arte di produrre impulsi ad alta tensione con una durata inferiore a qualche millisecondo, inoltre, la realizzazione della apparecchiatura radiologica 1 secondo la presenta invenzione è volta a evitare che il pannello piatto CMOS 5 rilevi, grazie alla sua velocità, l'oscillazione residua sugli impulsi di alta tensione, trasformandola in rumore sull'immagine radiografica. Tale oscillazione residua verrebbe, infatti, normalmente filtrata dai rivelatori a raggi-X finora utilizzati, in quanto più lenti nel formare una immagine.

Con riferimento alla figura 2, la sorgente di raggi-X 2 è costituita da un tubo a raggi-X con griglia di controllo, cioè un tubo a raggi-X comprendente un catodo 15, un anodo 16 e una griglia 17 disposta tra il catodo 15 e 1'anodo 16. Inoltre, il tubo a raggi-X è preferibilmente, ma non necessariamente, del tipo ad anodo rotante avente un angolo anodico uguale o superiore a 10° e il cui anodo 16 è atto a ruotare ad una velocità uguale o superiore a 3000 rpm. Il tubo a raggi-x presenta una macchia focale compresa tra 0.1 mm e 0.3 mm per poter sfruttare l'elevata risoluzione spaziale del pannello piatto CMOS 5.

L'apparecchiatura radiologica 1 comprende una unità di controllo 18, la quale è atta a generare internamente un segnale PS costituito da una successione di impulsi e a fornire in uscita un segnale di controllo CS a bassa tensione ottenuto in funzione del segnale PS. L'apparecchiatura radiologica 1 conprende, inoltre, una unità di pilotaggio 19, la quale è collegata alla unità di controllo 18 per ricevere il segnale di controllo CS ed è atta a trasformare tale segnale di controllo CS in un corrispondente segnale di pilotaggio DS a tensione intermedia atto a pilotare la griglia 17 in modo tale per cui il fascio di raggi-X 4 sia generato ad intermittenza, ossia in modo tale da generare una successione di impulsi di raggi-X in accordo con il segnale PS. Il pannello piatto CMOS 5 è atto a formare, per ciascun impulso di raggi -X, una rispettiva immagine. Per segnale a bassa tensione si intende un segnale di tensione la cui ampiezza massima è inferiore o uguale a 300 V e per segnale a tensione intermedia si intende un segnale di tensione a valori negativi presentante una ampiezza massima, riferita al potenziale elettrico del catodo 15, compresa tra -1000 V e -3000 V.

Più in dettaglio, la unità di controllo 18 comprende un generatore di segnali periodici 20 per generare una tensione periodica VS, per esempio una tensione ad onda quadra, oscillante a una frequenza compresa tra 400 kHz e 600 kHz, un generatore di impulsi 21 per generare il segnale PS, e un modulatore 22 per ottenere il segnale di controllo CS tramite una modulazione on/off della tensione periodica VS con il segnale PS tale per cui la tensione periodica VS viene spenta, e quindi il segnale di controllo CS è nullo, durante ciascun impulso del segnale PS. In altre parole, il segnale di controllo CS è costituito da una successione di tratti di tensione periodica intervallati da periodi di assenza di segnale, ciascuno dei quali ha una durata pari a quella di un rispettivo degli impulsi del segnale PS. La unità di pilotaggio 19 comprende un trasformatore di tensione 23 per portare l'ampiezza del segnale di controllo CS ai valori di detta tensione intermedia e un blocco raddrizzatore 24 in cascata al trasformatore di tensione 23 per ottenere, come segnale di pilotaggio DS, una successione di periodi a tensione intermedia, ciascuno dei quali corrisponde ad un rispettivo dei tratti di tensione periodica del segnale di controllo CS, intervallati da una successione di periodi a tensione nulla.

La figura 3 mostra un esempio non in scala dell'andamento temporale del segnale PS, del segnale di controllo CS generato in funzione del segnale PS e del segnale di pilotaggio DS ottenuto a partire dal segnale di controllo CS. Con P sono indicati gli impulsi del segnale PS. Gli impulsi P presentano una medesima durata di impulso D e si succedono secondo un periodo di impulso T, ossia secondo una cadenza di impulso PR pari a 1/T. Ciascun impulso P ha un forma sostanzialmente rettangolare, cioè presenta tempi di salita e di discesa notevolmente inferiori alla durata di impulso D, e in particolare circa cento volte inferiori alla durata di impulso D. il segnale di controllo CS ha una ampiezza (in modulo) di 300 V. Con PG sono indicati porzioni a tensione intermedia del segnale di pilotaggio DS. Le porzioni PG hanno una ampiezza sostanzialmente costante pari a -2000 v. Come si può osservare dalla figura 3, il segnale di pilotaggio DS ha una forma d'onda sostanzialmente rettangolare che è complementare, dal punto di vista temporale, al segnale PS in quanto i periodi di assenza delle porzioni PG coincidono con la presenza di rispettivi impulsi P, e viceversa. Ciascuna porzione PG del segnale di pilotaggio DS è atta a porre la griglia 17 a potenziale negativo rispetto a quello del catodo 15, così da inibire la generazione del fascio di raggi-X 4 durante l'impulso PG. Durante l'assenza delle porzioni PG, cioè quando il segnale di pilotaggio DS è nullo, la griglia 17 è allo stesso potenziale del catodo 15, permettendo, così, la generazione del fascio di raggi-X in corrispondenza degli impulsi P. In tale modo viene generata una successione di inpulsi di raggi-X, ciascuno dei quali ha una stessa durata sostanzialmente pari alla durata di inpulso D. L'andamento della successione di impulsi di raggi-X è illustrato e indicato con RX nella figura 3.

Con riferimento di nuovo alle figure 1 e 2, la sorgente di raggi-X 2 e la unità di pilotaggio 19 sono montate su di un modulo elettronico 25 che è alloggiato nel contenitore 12 fissato al braccio 11. La unità di pilotaggio 19 è collegata alla griglia 17 tramite un collegamento 26 a tensione intermedia e basse capacità parassite realizzato sul modulo elettronico 25 stesso. Tale collegamento 26 è costituito, per esempio, da un circuito stampato e/o da un breve tratto di cavo per tensione intermedia, ossia un tratto di cavo per tensione intermedia di lunghezza inferiore a 50 cm. La unità di controllo 18 è collegata alla unità di pilotaggio 19 tramite un comune cavo coassiale 27 per bassa tensione e alta frequenza, così da permettere l'alloggiamento della unità di controllo 18 stessa nel contenitore 10 della base mobile 8.

il generatore di alta tensione 3 è collegato al catodo 15 e all'anodo 16 tramite cavi 28 per alta tensione ed è atto a fornire, tra catodo 15 e anodo 16, una differenza di potenziale continua ottenuta in modo noto a partire da una tensione di alimentazione avente forma d'onda periodica. La differenza di potenziale generata ha una ampiezza selezionabile all'interno di un intervallo compreso tra 40 kV e 120 kV, a seconda della parte del corpo del paziente 6 da penetrare. Il generatore di alta tensione 3 presenta uno stadio di uscita comprendente un condensatore (non illustrato) atto a livellare la differenza di potenziale generata. Secondo la presente invenzione, dato che l'accensione e lo spegnimento del fascio di raggi -X 4 viene eseguito esclusivamente pilotando la griglia 17 tramite il segnale di pilotaggio DS, la frequenza della tensione di alimentazione e la capacità del condensatore sono dimensionate per ridurre il più possibile l'ondulazione residua sulla differenza di potenziale generata, compatibilmente con le dimensioni ridotte che deve avere generatore di alta tensione 3, in quanto l'ondulazione residua viene rilevata dal pannello piatto CMOS 5 alla stregua di rumore. In particolare, la tensione di alimentazione oscilla ad una frequenza preferibilmente compresa tra 60 kHz e 300 kHz e la capacità del condensatore è preferibilmente compresa tra 4 nF e 1 nF allo scopo di ottenere una differenza di potenziale fortemente stabilizzata, ossia una differenza di potenziale avente una oscillazione residua inferiore a 0.5% dell'ampiezza.

La durata di impulso D di ciascun impulso P è determinata sostanzialmente soltanto in funzione del tempo di formazione di immagine del pannello piatto CMOS 5. In particolare, la durata di impulso D è maggiore del tempo di formazione di immagine del sensore piatto CMOS, e preferibilmente è selezionata all'interno di un intervallo compreso tra 20 μs e 1 ms . La scelta di tale durata di impulso D è resa possibile dall'adozione del tubo a raggi-X con griglia di controllo, la cui griglia 17 è in grado di funzionare come un interruttore on/off del fascio di raggi-X 4 a velocità praticamente illimitata, e dal fatto che le capacità parassite più elevate presenti in parallelo lungo la cascata compresa tra la unità di controllo 18 e la griglia 17 siano quelle dovute al cavo coassiale 27 e siano di fatto trascurabili. Infatti, i collegamenti 26 e 27 non prevedono l'utilizzo di lunghi tratti di cavi per alta tensione o a tensione intermedia, i quali cavi presenterebbero tipicamente capacità parassite dell'ordine di 150 pF/m e non permetterebbero, quindi, di ottenere durate di impulso D così brevi. La cadenza di impulso PR è selezionabile all'interno di un intervallo compreso tra 0 Hz e 30 Hz. La cadenza di impulso PR pari a 0 Hz corrisponde ad una successione di impulsi P, per così dire, degenere, cioè ad un segnale PS comprendente un solo impulso P. Questa configurazione è adatta all'ottenimento di immagini statiche, e quindi alle applicazioni diagnostiche. Quando è necessario ottenere immagini in tempo reale, per esempio durante una operazione chirurgica, la cadenza di impulso PR è superiore a 0 Hz. Per esempio, selezionando una cadenza di impulso PR pari a 12.5 Hz oppure a 25 Hz, oppure a 30 Hz, si ottiene una trame rate rispettivamente pari a 12.5 F/s, 25 F/S O 30 F/s.

Secondo una ulteriore forma di attuazione della presente invenzione illustrata nella figura 4, in cui gli elementi corrispondenti sono indicati con gli stessi numeri e sigle della figura 2, il modulo elettronico 25, che conprende la sorgente di raggi-x 2 e la unità di pilotaggio 19, e il generatore di alta tensione 3 sono alloggiati nel contenitore 12 fissato al braccio 11 e il generatore di alta tensione 3 è collegato al catodo 15 e all'anodo 16 tramite un collegamento 29 ad alta tensione e basse capacità parassite costituito, per esempio, da cavi per alta tensione presentanti lunghezze inferiori a 50 cm. L'apparecchiatura radiologica illustrata nella figura 4 illustra è dunque realizzata, dal punto di vista della collocazione del generatore di alta tensione 3, secondo una soluzione nota come "monotank", in cui il generatore di alta tensione 3 e la sorgente di raggi-X 2 sono alloggiati nello stesso contenitore per evitare l'uso dei cavi 28 della figura 2.

Il principale vantaggio della apparecchiatura radiologica 1 sopra descritta è di ridurre drasticamente le dosi di raggi-X al paziente e agli operatori medici in qualsiasi tipo di applicazione radiologica, e in particolare nelle applicazioni in cui è necessario ottenere un flusso di immagini in tempo reale, grazie al pannello piatto CMOS 5 utilizzato come rilevatore di raggi-X e al pilotaggio di griglia della sorgente di raggi-X 2 che permettono di ottenere impulsi di raggi-X brevissimi. Alcuni test, da cui sono stati raccolti dati qui sotto riportati, confermano la riduzione del rateo di dose ottenuto dalla apparecchiatura radiologica 1 della presente invenzione.

Test 1) Radioscopia continua (stato dell'arte) • corrente anodica = 3mA

• tensione catodo 15-anodo 16 = 100kV • rateo di dose = 20.886 mS/min

Test 2) Radioscopia pulsata (stato dell'arte) • corrente anodica = 60mA

• tensione catodo 15-anodo 16 = 100kV • durata impulso = 2.5 ras

• frame rate = 12.5 F/s

• rateo di dose = 26.669 mS/min

Test 2) Radioscopia pulsata (invenzione)

• corrente anodica = 60mA

• tensione catodo 15-anodo 16 = 100kV • durata impulso = 100 ps

• frame rate = 12.5 F/s

• rateo di dose = 1.066 mS/min

Un altro vantaggio che si ottiene utilizzando la apparecchiatura radiologica della presente invenzione è di allontanare il rischio di surriscaldamento della sorgente di raggi-X 2, sempre grazie agli impulsi di raggi-X brevissimi che permettono un minore utilizzo della sorgente di raggi-X 2 nell'unità di tempo.

Da quanto sopra descritto si evince, inoltre, che 1'impiego del pannello piatto CMOS 5 combinato con il pilotaggio di griglia della sorgente a raggi-X è vantaggioso anche per una apparecchiatura radiologica di tipo fisso avente lo stesso schema di generazione dei raggi-x della apparecchiatura radiologica 1 (figura 2 o 4), ma che comprende un generatore di alta tensione 3 normalmente più potente, cioè in grado di generare una differenza di potenziale tra catodo 15 e anodo 16 fino a 150 kV e una corrente anodica fino a 800 mA.

Claims

R I V E N D I C A Z I O N I 1.- Apparecchiatura radiologica comprendente una sorgente di raggi-X (2), un generatore di alta tensione (3) atto ad alimentare elettricamente la sorgente di raggi-X (2) per generare un fascio di raggi -X (4), e un rivelatore di raggi-X (5) disposto di fronte alla sorgente a raggi-X per ricevere il fascio di raggi-X (4) e formare almeno una immagine di un paziente (6) disposto tra la sorgente e il rivelatore di raggi-X (2, 5); e caratterizzata dal fatto che il rivelatore di raggi-X comprende un pannello piatto CMOS con deposizione diretta di un scintillatore (5) e la sorgente di raggi-X (2) comprende un catodo (15), un anodo (16) e una griglia (17) disposta tra il catodo (15) e l'anodo (16); l'apparecchiatura radiologica (l) comprendendo, inoltre, mezzi di controllo e pilotaggio di griglia (18, 19) atti a generare un primo segnale (PS) comprendente almeno un impulso (P) avente una durata di impulso (D) determinata e a pilotare la griglia (17) in funzione del primo segnale (PS) per generare il fascio di raggi-X (4) durante tale impulso (P), in corrispondenza del quale il pannello piatto CMOS (5) è atto a formare una rispettiva immagine. 2.- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 1, in cui detto primo segnale (PS) comprende una pluralità di impulsi (P) che si succedono ad una cadenza di inpulso (PR) prestabilita in modo tale per cui detto fascio di raggi-X (4) sia generato ad intermittenza; detto pannello piatto CMOS (5) essendo atto a formare, per ciascun impulso (P), una rispettiva immagine. 3.- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 2, in cui ciascun inpulso (P) di detto primo segnale (PS) ha una durata pari a detta durata di inpulso (D). 4.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni precedenti, in cui detta durata di impulso (D) è conpresa tra 20 μs e 1 ms. 5.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni precedenti, in cui detti mezzi di controllo e pilotaggio di griglia (18, 19) comprendono una unità di controllo (18) atta a fornire un secondo segnale (CS) a bassa tensione ottenuto in funzione di detto primo segnale (PS) e una unità di pilotaggio (19) atta a ricevere il secondo segnale (CS) e a fornire un corrispondente terzo segnale (DS) a tensione intermedia negativa per pilotare detta griglia (17). 6.- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 5, in cui detto almeno un impulso (P) di detto primo segnale (PS) ha una forma sostanzialmente rettangolare; detta unità di controllo comprendendo mezzi generatori di segnale (20-22) per generare detto secondo segnale (CS) modulando on/off un quarto segnale (VS) avente forma d'onda periodica con detto primo segnale (PS) in modo tale per cui il secondo segnale (CS) sia nullo durante detto almeno un inpulso (P) del primo segnale (PS), e detta unità di pilotaggio (19) conprendendo mezzi trasformatori di tensione (23) per portare il secondo segnale (CS) ai valori di detta tensione intermedia e mezzi raddrizzatori (24) per generare, come detto terzo segnale (DS), un segnale ad onda sostanzialmente rettangolare che assume valore nullo in corrispondenza di detto almeno un impulso (P) per permettere la generazione di detto fascio di raggi-x (4) e assume un valore di tensione intermedia negativa altrove per inibire la generazione del fascio di raggi-X (4). 7.- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 6, in cui detto quarto segnale (VS) oscilla a una frequenza compresa tra 400 kHz e 600 kHz. 8.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni da 5 a 7, comprendente un primo contenitore (12) atto ad alloggiare detta unità di pilotaggio (19) e detta sorgente di raggi-x (2); la unità di pilotaggio (19) essendo collegata a detta griglia (17) tramite un primo collegamento (26) a basse capacità parassite realizzato con un cavo per tensione intermedia presentante una lunghezza inferiore a 50 cm. 9 .- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni da 5 a 8, in cui la detta unità di pilotaggio (19) è collegata alla detta unità di controllo (18) tramite un cavo coassiale (22) per bassa tensione in modo da ricevere detto secondo segnale (CS). 10.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni precedenti, in cui detto generatore di alta tensione (3) è atto a fornire, tra detto catodo (15) e detto anodo (16), una differenza di potenziale continua. 11.- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 10, in cui detta differenza di potenziale ha una ampiezza selezionabile all'interno di un intervallo compreso tra 40 kv e 120 kv. 12 .- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 10 o 11, in cui detto generatore di alta tensione (3) è atto a fornire detta differenza di potenziale a partire da una tensione di alimentazione avente una forma d'onda periodica oscillante a una frequenza compresa tra 60 kHz e 300 kHz . 13 .- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni da 10 a 12, in cui detto generatore di alta tensione (3) ha uno stadio di uscita comprendente un condensatore per livellare detta differenza di potenziale, il quale condensatore presenta una capacità compresa tra 1 nF e 4 nF in modo tale per cui la differenza di potenziale presenti una ondulazione residua inferiore a 0.5% di detta ampiezza. 14 .- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni precedenti, in cui detta sorgente di raggi-X comprende un tubo a raggi-X (2), il quale comprende detto catodo (15), detto anodo (16) e detta griglia (17). 15 .- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 14, in cui detto tubo a raggi-X (2) è del tipo ad anodo rotante avente un angolo anodico uguale o superiore a 10°. 16 .- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 15, in cui detto anodo (16) è atto a ruotare a una velocità uguale o superiore a 3000 rpm. 17 .- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni da 1 a 16, comprendente una base mobile (8), la quale è provvista di ruote (9) per muoversi su di un pavimento e di un secondo contenitore (10) atto ad alloggiare detto generatore di alta tensione (3); sulla base mobile (8) essendo montato, in maniera orientabile, un braccio (11), agli opposti estremi (Ila, llb) del quale sono fissati rispettivamente detta sorgente di raggi-X (2) e detto rivelatore di raggi-X (5). 18.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni da 8 a 16, conprendente una base mobile (8), la quale è provvista di ruote (9) per muoversi su di un pavimento e di un secondo contenitore (10) atto ad alloggiare detto generatore di alta tensione (3) e detta unità di controllo (18); sulla base mobile (8) essendo montato, in maniera orientabile, un braccio (11), agli opposti estremi (lla, llb) del quale sono fissati rispettivamente detto primo contenitore (12) e detto rivelatore di raggi-X (5). 19.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni da 1 a 16, comprendente un primo contenitore (12) atto ad alloggiare detta sorgente di raggi-X (2) e detto generatore di alta tensione 3, il quale è collegato a detto catodo (15) e detto anodo (16) tramite un secondo collegamento (29) a basse capacità parassite realizzato con un cavi per alta tensione presentanti lunghezze inferiori a 50 cm. 20 .- Apparecchiatura radiologica secondo la rivendicazione 19, comprendente una base mobile (8) provvista di ruote (9) per muoversi su un pavimento; sulla base mobile (8) essendo montato, in maniera orientabile, un braccio (11) di supporto, agli opposti estremi (Ila, llb) del quale sono fissati rispettivamente detto primo contenitore (12) e detto rivelatore di raggi-X (5). 21.- Apparecchiatura radiologica secondo una delle rivendicazioni precedenti, in cui detto almeno un impulso di detto primo segnale (PS) ha una forma sostanzialmente rettangolare.