ITRM970256A1 - Gamma camera piatta a scintillazione, ad altissima risoluzione spaziale, a struttura modulare - Google Patents
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Description
Descrizione dell'Invenzione Industriale dal titolo "GAMMA CAMERA PIATTA A SCINTILLAZIONE, AD ALTISSIMA RISOLUZIONE SPAZIALE, A STRUTTURA MODULARE";
TESTO DELLA DESCRIZIONE
L 'invenzione concerne una gamma camera piatta a scintillazione, ad alta risoluzione spaziale, atta ad essere assemblata in maniera modulare, in quanto composta da blocchi adattabili tra di loro per formare gamma camere di dimensioni e forme variabili, da un minimo di 2 singoli blocchi ad un numero illimitato, in modo tale da costituire la prima gamma camera di tipo piatto a scintillazione, a differenza di quelle piatte ma funzionanti con rivelatori a semi-conduttore .
La sua applicazione può trovare impiego in tutti i campi della diagnostica oncologica in generale e, in taluni casi in chirurgia radio-immuno guidata. E' noto che uno dei dispositivi più diffusi per la localizzazione di tumori è la gamma camera che utilizza dei traccianti che si concentrano dove esistono strutture captanti che si comportano come formazioni tumorali.
In diagnostica oncologica l’uso dell'Anger camera è abbastanza diffuso, pur non raggiungendo valori di risoluzione spaziale soddisfacenti nella valutazione e prevenzione dei tumori. Il principio della Anger Camera consiste nell’uso di un numero di tubi fotomoltiplicatori (PMT in numero usualmente maggiore di 30) accoppiati attraverso una finestra di vetro ad un unico cristallo planare di NaI.
La radiazione gamma interagendo nel cristallo scintillante genera una distribuzione di luce il cui centroide coincide con il punto di interazione del fotone. I PMT, leggendo dalle diverse posizioni la porzione di quantità di luce generata dall'evento, la convertono in un segnale elettrico. Una media opportuna, operata con un apposita catena resistivo-capacitiva, consente di ottenere due segnali per la posizione x e y.
Le principali limitazioni dell'Anger Camera consistono in una risoluzione spaziale dì almeno 3 mm, per le dimensioni dei fototubi aventi circa 60 mm di diametro e zona morta presente tra i PMT dell'ordine di 5-7 mm, della disomogeneità di risposta dei fotocatodi, della distribuzione di luce che in questo caso deve risultare più ampia del diametro dei PMT. Fissato come limite tecnologico di resa di scintillazione quello del Nal(Tl), in queste condizioni il valore limite della risoluzione spaziale non può essere migliore di 3 mra.
Altro punto critico risulta essere la zona morta periferica. A causa dell'ampia distribuzione dì luce, un evento prossimo al bordo della camera subisce forti deformazioni in posizione, se avviene ad una distanza inferiore ai 5 cm; questo comporta una forte limitazione nell’uso di questa camera per campi limitati e imaging di pìccoli organi ed in particolari applicazioni di adattamento anatomico. A causa della schermatura in Pb necessaria per la rivelazione dei raggi gamma, connessa all'uso di collimatori passivi in Pb o W, lo spessore della camera comporta pesi elevati (decine di kg) che ne limitano l'uso meccanico di posizionamento attraverso speciali sistemi di sostegno e movimentazione.
Inoltre l'ampia distribuzione di luce a simmetria circolare limita le forme preferite a quella circolare.
L'area attiva delle attuali gamma camera è andata vìa vìa crescendo nel tempo in funzione della possibilità tecnologica di costruire cristalli scintillanti di dimensioni sempre più ampie.
Per migliorare la risoluzione spaziale della gamma camera basata sul principio dì Anger, è necessario ridurre la distribuzione di luce (FWHM=Full Weight Half Medium). Associata a questo, risulta una riduzione delle dimensioni di campionamento della luce (diametro del fotomoltiplicatore PMT). Questo comporta un aumento quadratico dei fototubi (5 min di campionamento comportano un aumento di cento volte del numero di PMT). Purtroppo a causa delle difficoltà tecnologiche di costruzione di fototubi, il rapporto area attiva/area morta diminuisce col diametro dei PMT comportando la perdita di grosse frazioni di luce e di forti indeterminazioni di posizione tra i singoli PMT. Inoltre le procedure di allineamento in guadagno di centinaia di PMT risultano particolarmente onerose e costose oltre ai costi intrinseci di centinaia di singoli PMT.
L'interesse nato negli ultimi anni circa lo sviluppo di gamma camere ad alta risoluzione spaziale, porta inevitabilmente a sperare in una diagnosi precoce dei tumori tramite tecnologie sempre più accurate e sofisticate. Già lo sviluppo di apparecchiature dedicate a determinate patologie (come ad esempio la SPEM = Single Photon Emission Mammography e PEM =Positron Emission Mammography dedicate alla valutazione del carcinoma della mammella) sposta il problema nella realizzazione di macchine dedicate a particolari applicazioni cliniche. Una delle esigenze della nuova diagnostica oncologica resta in ogni caso legata alla possibilità di disporre di apparecchiature versatili, capaci di arrivare a risoluzioni spaziali elevate, a costi contenuti. Già la PET (Positron Emission Tomography) in gualche modo e' risultata del tutto innovativa per quel che riguarda le apparecchiature dedicate a particolari patologie neurologiche.
La presente invenzione costituisce un tipo di strumentazione di tipo modulare, atta ad essere adattata a diversi tipi di indagini oncologiche e, per la prima volta nello stato dell'arte, capace di adattare la propria forma costruttiva all'anatomia del corpo umano. Tale tipo di gamma camera rivoluziona di fatto il concetto di gamma camera classica come la Anger camera, aggiungendo inoltre una tecnologia capace di arrivare a risoluzioni spaziali estremamente elevate (dell' ordine di 1-2 mm). La modularità del dispositivo nasce dall'utilizzo di singoli fototubi sensibili alla posizione (PSPMT = Position Sensitive PhotoMultiplier ), che si comportano come singoli blocchi da unire in modo illimitato, andando da un minimo di due singoli blocchi fino ad un numero variabile raggiungendo quindi aree totali di rivelazione di qualsiasi dimensione.
Le dimensioni di ogni singolo blocco sono di circa 22 mm x 22 mm o inferiori, di area attiva e ingombro totale di circa 30 mm x 30 mm o inferiori. La lunghezza dei singoli fototubi è di circa 30 mm, per cui lo spessore dell’intero blocco può definirsi quasi piatto rispetto ad una gamma camera che ha, al contrario, un ingombro consistente. Il problema tecnologico cruciale è quello riguardante le cosiddette "zone morte", vale a dire la zona di confine tra due fototubi. Avendo risolto tale problema, utilizzando diverse soluzioni tecnologiche, si possono utilizzare i singoli blocchi per realizzare design svariati da adattare alle esigenze diverse. L'invenzione costituisce quindi la prima gamma camera a scintillazione, di tipo piatto, da utilizzare anche secondo grandezze differenziate e a costi anche contenuti. Infatti nella sua più semplice variante di applicazione possono essere utilizzati anche due soli blocchi (circa 3 cm x 6 cm di area) per applicazioni durante interventi chirurgici, o per diagnosi oncologica esterna per rivelare piccole aree. Costituisce scopo dell'invenzione, quindi, anche la realizzazione di un vero e proprio sistema di imaging sensibile alle radiazioni gamma, dalle dimensioni variabili, utilizzabile anche per diagnosi esterne di tumori di piccole dimensioni (ad esempio melanomi della pelle, indagini sulla tiroide ecc.).
Per esempio, per asportare chirurgicamente un tumore, il chirurgo ha bisogno di localizzarlo e, a tal fine, utilizza normalmente i risultati ottenuti con i sistemi diagnostici impiegati per individuare il tumore stesso (radiografia, TAC, NMR, Scintigrafia).
Tale tecnica può essere sostituita con l'utilizzo di una gamma camera che pur essendo di dimensioni abbastanza contenute, ha sempre un notevole ingombro durante l'intervento chirurgico. Tale informazine ha un notevole vantaggio legato alla visualizzazione in tempo reale delle eventuali formazioni neoplastiche e la conferma della totale eliminazione delle stesse dopo l'intervento chirurgico per la asportazione.
Si mostra quindi auspicabile la realizzazione di un vero e proprio sistema di imaging sensibile alle radiazioni gamma, di dimensioni variabili secondo le diverse esigenze diagnostiche, utilizzabile anche per diagnosi esterne di tumori di piccole dimensioni (ad esempio melanomi della pelle, indagini sulla tiroide ecc.), in quanto le ridotte dimensioni, per esempio, possono permettere la totale maneggevolezza del dispositivo, con peso estremamente ridotto e possibilità di visualizzare aree di interesse (tra organi) difficilmente raggiungibili. Piccoli rivelatori capaci di rivelare accumuli di radioattività con la risoluzione spaziale di circa 1 mm, sono quindi applicabili in tale caso.
Nella caratterizzazione radioisotopica dei melanomi, ed in generale dei tumori cutanei, l’uso di questi rivelatori ad alta risoluzione spaziale è particolarmente utile: infatti la lesione sospetta è facilmente individuabile all’esame fisico, il rivelatore può essere posto nella sede della lesione sospetta e fornire una mappa di captazione, con una risposta che grossolanamente si può prevedere in Si/NO.
Lo stesso ragionamento vale per i linfonodi inguinali o ascellari.
La particolarità della presente invenzione consiste nella possibilità di adattare forme e dimensioni alle varie esigenze diagnostiche, utilizzando gamma camere di tipo piatto e di piccolo ingombro, dimensionate in modo opportuno, con ovvio risparmio economico, senza necessariamente ricorrere a gamma camere di tipo tradizionale e/o di grande area.
La ricerca di base sui rivelatori tende a fornire al medico nucleare dispositivi con risoluzione spaziale sempre migliore, in modo da cogliere concentrazioni di radioattività in piccole zone.
Il dispositivo modulare proposto si compone di più fotomoltiplicatori sensibili alla posizione (PSPMT = Position sensitive Photomultiplier Tube) accoppiati a cristalli di scintillazione, di un collimatore della stessa forma e area dei cristalli ed di una elettronica idonea per la elaborazione dei segnali dai fototubi con un software di elaborazione per la visualizzazione in tempo reale delle zone di interesse. 1 cristalli di scintillazione, a matrice o planari, possono essere di Nal(Tl), CsI(Tl), Csi(Na), YAP:Ce,BG0,GSO o altro cristallo a scintillazione. L'accoppiamento dei cristalli con i fototubi, tramite degli opportuni spessori di vetro (quarzo o materiali con proprietà ottiche analoghe), permette di risolvere l'indeterminazione delle zone morte, riuscendo a fornire informazioni per recuperare quegli eventi che vanno a finire nella zona di contatto tra due fototubi contigui. La forma del rivelatore si presta a qualsiasi evoluzione futura, non ultima quella dell'impiego di forme anatomiche per applicazioni sulla SPEM e PEM, oltre a fornire la possibilità di costruire piccole gamma camere di costo contenuto, facile trasportabilità e peso modesto. In particolare, per applicazioni mammoscintigrafiche, il dispositivo consente la realizzazione di formati analoghi al radiogramma (per esempio 18 cm x 24 cm), consentendo facilmente la fusione delle due immagini diagnostiche. Inoltre la limitata zona morta del presente dispositivo, consente l'individuazione di tumori prossimi al torace nell'utilizzo in proiezione cranio-caudale, con o senza compressione del seno. Infine, sempre in proiezione cranio-caudale della mammella, la camera può essere concepita in modo tale da seguire il profilo dell’impianto del seno al torace, fino all'attaccatura ascellare. Questo consentirebbe una migliore localizzazione di eventuali captazioni di linfonodi ascellari e tumori prossimi all’attaccatura al torace.
Per raggiungere tale scopo, l'invenzione ha per oggetto una gamma camera piatta ad altissima risoluzione spaziale, atta ad essere utilizzata come dispositivo diagnostico esterno con possibilità di rivelare zone di tessuto invase da tumori di piccola area.
Lo scopo della presente invenzione è quello di risolvere le problematiche suddescritte.
Lo scopo si ragiunge con la presente invenzione che utilizza PMT sensibili alla posizione consentendo sia un campionamento di luce con passi pari all'anodo di raccolta della camera (5 mm) e mantenendo grande l'area totale di rivelazione del PSPMT minimizzando il rapporto area morta/area attiva. Secondo lo scopo, l’invenzione si basa sull'utilizzo dei PSPMT ad anodo a fili incrociati, da accoppiare insieme come un unico sistema di rivelazione, la zona morta totale di due PSPMT risulta minore di 6 mm.
E' fondamentale mantenere il rapporto area morta/ area attiva più basso possibile (e comunque minore di 1) avendo allo stesso tempo un campionamento (passo tra i fili anodici) minore di 1 cm per arrivare a mantenere una risoluzione spaziale elevata· Per tale esigenza l'uso di PSPMT risulta ottimale. In tal caso la distanza tra zona morta tra due PSPMT affiancati deve essere minore-uguale al passo di campionamento. Altro punto fondamentale per la presente invenzione è il raggiungimento di una elevatissima risoluzione spaziale (prossima al millimetro) attraverso una stretta distribuzione della luce di scintillazione conseguentemente convertita in carica sull'anodo a fili incrociati, in guanto ciò comporta la riduzione del passo del campionamento della luce.
La gamma camera multi PSPMT potrà usare cristalli planari nello spessore o matrici di cristalli scintillanti con cono di luce opportunamente ottimizzato in funzione dello spessore della finestra di vetro esistente tra fototubo e cristallo di scintillazione, o in alternativa accoppiando cristalli di scintillazione e fotomoltiplicatori PSPMT con guide di luce. La distribuzione di luce utilizzata sarà non superiore a 20 mm FWHM. Tale valore può essere ottenuto combinando opportunamente gli spessori del cristallo scintillante con spessori di vetro o quarzo da accoppiare con il fototubo. In modo alternativo, e con lo stesso principio, si potranno utilizzare cristalli a scintillazione a matrice, di qualunque dimensione, comunque con area del singolo elemento minore di 3 x 3 mm<2 >, spessore variabile in funzione della applicazione e comunque non superiore a 50 mm. Anche in questo caso i cristalli di scintillazione saranno combinati con opportuni spessori di vetro o quarzo per ottenere una distribuzione FWHM della luce non superiore a 20 mm. La ragione per cui la gamma camera, secondo l'invenzione, può essere definita piatta consiste nell'utilizzare dei PSPMT di piccola area che offrono la possibilità di avere altezza contenuta e comunque inferiore a 50 mm.
Nel caso di impiego di cristalli planari, le limitazioni restano solo legate a quelle tecnologiche relative all'utilizzo di grandi aree e spessore al fine di ottenere le caratteristiche suindicate. L'utilizzo di matrici di cristalli non pone limiti invece allo sviluppo di gamma camere di grande area
Assemblando una serie di PSPMT, peraltro, rimane il problema di raccogliere la carica e determinare la posizione dell'evento che ha generato la distribuzione di luce sui fototubi. Ogni PSPMT a fili anodici, possiede una serie di fili di raccolta per determinare la posizione in X ed in Y. 11 problema è quello di collegare tutti i fili di raccolta di tutti i fototubi, sia per la posizione X che per la posizione Y, in modo da fare apparire questo assemblaggio di singoli fototubi, come un'unica, illimitata superficie anodica di raccolta. A tale scopo si collegano i singoli fili di raccolta di ciascun fototubo con quello del successivo e via di seguito, fino ad avere un unico sistema di raccolta connesso ad un sistema elettronico in grado di fornire i segnali relativi alla posizione della coordinata X e Y sulla griglia di raccolta. Se per esempio si vogliono collegare quattro PSPMT tra loro, si può pensare ad una matrice avente due righe e due colonne, in cui ogni elemento è appunto un singolo PSPMT. Un fototubo possiede quattro fili per la determinazione della posizione X e quattro fili per la posizione Y. Si collegano i fili della posizione X del primo PSPMT con quelli analoghi del fototubo adiacente che si trova lungo la stessa direzione (riga) e così via. In modo del tutto analogo si collegano i fili relativi alla posizione Y (colonna di tale matrice). Il baricentro dì carica su questa griglia di raccolta determina la posizione del fotone che è andato a colpire il cristallo dì scintillazione.
Per raggiungere tale scopo, l'invenzione ha per oggetto una gamma camera di tipo piatto ad altissima risoluzione spaziale, utilizzabile in diverse modalità diagnostiche, con applicazione su piccole aree durante gli interventi chirurgici o per piccoli organi, oppure come dispositivo diagnostico esterno con possibilità di rivelare zone di tessuto, come una Anger camera tradizionale.
Il vantaggio di poter definire in modo illimitato le dimensioni della camera ed il vantaggio ulteriore di essere piatta (spessore di pochi centimetri), permette quindi un avanzamento tecnologico.
Ulteriori caratteristiche e vantaggi dell'invenzione risulteranno dalla descrizione che segue con riferimento ai disegni annessi, forniti a puro titolo di esempio non limitativo in cui:
- la fig. 1 è una vista, in scala ampliata, del dispositivo in cui vengono indicate le parti che lo compongono;
- la fig. 2 riporta il dettaglio del sistema di rivelazione formato da quattro PSPMT accoppiati; - la fig 3 rappresenta la matrice di cristalli di scintillazione;
- la fig. 4 riporta uno schema dell'accoppiamento di un blocco di quattro PSPMT e le relative dimensioni di area attiva e zona morta;
- la fig. 5 illustra lo schema della distribuzione di carica, in prossimità della zona morta tra due PSPMT;
- la fig. 6 illustra un esempio di accoppiamento tra quattro PSPMT ed un cristallo planare;
- la fig. 6a riporta un particolare delle dimensioni della testata di rivelazione composta dai quattro PSPMT ed il relativo spessore;
- la fig. 7 rapresenta lo schema di collegamento tra i fili anodici uscenti dai singoli PSPMT tra di loro ed il relativo collegamento ai rispettivi preamplificatori;
- la fig.7a riporta lo schema a blocchi elettronico necessario al funzionamento;
- le figg 8a e 8b mostrano lo schema di funzionamento degli amplificatori operazionali;
- la fig. 9 mostra un dettaglio dello schema a blocchi di funzionamento dell'elettronica di conversione degli impulsi dagli amplificatori operazionali;
- la fig. 10 mostra uno schema a blocchi dell'elettronica e dei segnali di uscita verso un personal computer;
Con riferimento alle figure viene illustrata la nuova gamma camera che è costituita da:
- un collimatore 1 in Piombo o metallo ad alto Z (quale W, Au ecc.), in grado di far passare soltanto le radiazioni gamma secondo l'angolo solido che attraversa i suoi fori, e dove il collimatore ha un ingombro pari all'area della gamma camera; - un cristallo scintillante 2 di CsI(Tl) a matrice quadrata (con singolo elemento dì circa 2 mm x 2 min e 3 min di spessore di Ioduro dì Cesio drogato Tallio) sensibile a radiazioni gamma aventi energia compresa tra pochi keV ed 1 MeV,con un ingombro totale pari ad un quadrato con area pari a 60 mm x 60 mm;
- un mantello 3 costituito da un rivestimento di materiale inerte con lato di 65 mm e lunghezza compresa tra 50 e 80 mm o oltre;
- una serie di quattro fotomoltiplicatori PSPMT 4, in grado di raccogliere il segnale ottico prodotto dal cristallo di scintillazione ed amplificato in un segnale elettrico.
I fotomoltiplicatori utilizzati sono di tipo compatto costituito da sottili dinodi a canali metallici incapsulati in un contenitore avente un'altezza globale di circa 30 mm e capace di essere sensibile alla posizione con un sistema multianodo 'dì raccolta della carica. Successivamente, gli otto segnali uscenti dal sìngolo fotomoltiplicatore (quattro per posizione X e quattro per la posizióne Y), vengono collegati e proseguono con i corrispettivi del fotomoltiplicatore contiguo, in modo 'da formare un unica area di raccolta. In tal modo, come illustrato in fig. 7, si avrà un'area di raccolta totale formata da otto fili lungo la direzione X ed otto fili lungo la direzione Y; i segnali uscenti dal collegamento dei PSPMT vengono mandati su otto preamplificatori 5 per la posizione X ed otto preamplificatori per la posizione Y.
Con riferimento alla fig. 7a viene descritta un'elettronica semplificata 6 che viene utilizzata per realizzare la somma di impulsi uscenti dai preamplificatori e la successiva conversione digitale dei segnali. L'elettronica si compone di un blocco di amplificatori operazionali 8 e quattro convertitori 9, 10, 11 e 12 ed un blocco 13 per il trasferimento dati ad un personal computer 7.
Nelle figg. 8a ed 8b è illustrato un sistema di otto preamplificatori 5 per otto anodi a filo per la determinazione della posizione sull'asse X e altrettanti per la posizione Y. Il sistema elettronico di lettura della carica raccolta della carica sugli anodi , è realizzato tramite otto preamplificatori indipendenti 5.
Di seguito, gli impulsi vengono inviati ad un blocco di amplificatori operazionali 8 che compiono delle operazioni hardware sui segnali di ingresso. Con riferimento alla figura 9 viene illustrato il meccanismo di elaborazione di tali segnali: dal blocco operazionale 8 escono quattro segnali che entrano successivamente in quattro convertitori analodico-digitali, di cui il convertitore 9 rappresenta il valore della carica raccolta lungo la posizione X, il 10 rappresenta il centroide per la coordinata X, e il convertitore 11 rappresenta il valore della carica raccolta lungo la posizione Y. Tale soluzione di calcolo hardware per il centroide della distribuizione di carica permette di minimizzare i dati da digitalizzare e da trasmettere al calcolatore .
Con riferimento alla fig. 10, l'uscita dei segnali dai quattro convertitori è inviata su un sistema di controllo per l'acquisizione dati 13, connesso ad un personal computer. Il punto cruciale nella gestione dei dati è la velocità di transfer-rate al computer che per ragioni di economicità dovrà avvenire utilizzando computer, sistemi operativi, e interfacce standard di basso costo. Inoltre durante l'acquisizione il computer dovrà essere in grado di presentare l’immagine in tempo "quasi" reale. Oltre ad avere la possibilità di determinare la posizione del fotone incidente, se ne potrà determinare anche la sua energia tramite la somma del segnale uscente dal convertitore 9 (carica lungo X) e 11 (carica lungo Y), che contiene l'informazione della carica rilasciata al cristallo di scintillazione. In tal modo sarà possibile eliminare tutti quegli eventi provocati da scattering della radiazione che si vanno a sommare sulla immagine finale dell'indagine effettuata. Con una finestra energetica opportuna, sarà possibile correggere l'immagine comprensiva anche del "fondo", riducendo il rumore provocato da interazioni singole o multiple nel tessuto corporeo, in modo tale che la finestra energetica discriminerà soltanto i fotoni di determinata energia caratteristica del tracciante utilizzato.
L'intera gamma camera è rivestita, per quel che riguarda il mantello 3, di materiale Inerte.
Un idoneo software di presentazione è in grado di fornire la visualizzazione delle informazioni come immagini di captazione dei traccianti iniettati nel paziente, con la stessa rappresentazione tipica delle gamma camere di grande area.
L’elevata sensibilità della gamma camera, inoltre, permette di utilizzare radiofarmaci a diverse energie ed offre la possibilità di marcare anticorpi specifici per determinati tumori con radioisotopi diversi, comunemente utilizzati in medicina nucleare.
In possibili varianti dell'invenzione, la gamma camera può presentare, come cristallo a scintillazione, una matrice di cristalli di CsI(Tl), dove i singoli cristalli hanno sezione di circa 1 mm x 1 mm e comunque compresa tra 0.5 mm x 0.5 mm e 3 mm x 3 mm e dove i singoli cristalli sono separati otticamente l'uno con l'altro, e la zona di separazione tra cristallo e cristallo è di circa 0,1 mm di spessore e comunque compresa tra 3 micron e 0.5 mm. Inoltre possono essere usati, come scintillanti, cristalli di Nal(Tl), CsI(Na), BGO, LSO, YAP:Ce ecc.
In una ulteriore variante, i singoli fotomoltiplicatori PSPMT possono essere sostituiti con altri analoghi ma aventi un maggior numero di dinodi e un numero più elevato di fili anodici di raccolta di carica,.in modo da ridurre il passo di campionamento. Di conseguenza anche l'elettronica è modificabile con lo stesso principio sopra esposto, in modo proporzionale al numero di uscite dal fotomoltiplicatore.
Anche le dimensioni del fotomoltiplicatore utilizzato potranno variare, raggiungendo dimensioni anche più grandi ma sempre in modo che il rapporto area morta/area attiva risulti minore di 1. Il principio dell'invenzione è quello di mettere a punto un dispositivo che fa uso di fotomoltiplicatori sensibili alla posizione, assemblati in modo tale da costituire una gamma camera di forme e dimensioni illimitate e che nello stesso tempo risulti abbastanza sottile da essere considerata piatta e che abbia una elevatissima risoluzione spaziale intrinseca.
In una possibile variante dell'invenzione può essere realizzato un assemblaggio di fototubi PSPMT che seguono un profilo anatomico di tipo curvilineo. In tale caso il collegamento dei fili anodici incrociati non sarà di uguale numero per il calcolo della posizione X e la Y. In tale esempio il filo xl del primo PSPMT non è collegato all'analogo del PSPMT successivo ma risulta collegato a quello successivo e cosi via. I segnali risultano scalati di un passo anodico ed in tale situazione il numero di fili X risulta di sette e i fili per la posizione Y risultano sedici, cosicché il profilo anatomico è realizzabile in funzione della dimensione del passo anodico.
Ovviamente, inoltre, i particolari di costruzione e le forme di attuazione potranno ampiamente variare rispetto a quanto descritto ed illustrato a puro titolo di esempio, senza per questo uscire dall'ambito della presente invenzione.
Claims (9)
- RIVENDICAZIONI 1) Gamma camera piatta a scintillazione, ad altissima risoluzione spaziale, caratterizzata da una struttura modulare, provvista di un collimatore 1, con un foro di diametro di circa 1 mra (e comunque compreso tra 1 e 4 mm), con una parete di circa 0,2 mm (e comunque compresa tra 0,1 mm e 1 mm ), ed una lunghezza di circa 10 mm (e comunque compresa tra 5 mm e 40 mm) e comprendente fotomoltiplicatori PSPMT di forma quadrata o esagonale con anodo a fili incrociati, in numero indefinito per il calcolo della posizione X e Y, la dimensione dei PSPMT risultando maggiore di 20 mm di lato (o distanza lato-lato dell'esagono) e con zona morta periferica minore di 8 mm e comunque rapporto area morta/area attiva minore di 1.
- 2) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata da una forma anatomica in cui il lato a contatto con il corpo possiede una serie di PSPMT in cui i singoli fili di un PSPMT sono collegati con l'analogo del PSPMT contiguo, in modo tale che l'assemblaggio non segue il collegamento dei corrispettivi fili della posizione dei PSPMT, per consentire l'assemblaggio di forme diverse da quelle regolari (quadrate, rettangolari ecc.) e quindi costituire superfici poligonali.
- 3) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata dal fatto che la struttura di collegamento del singoli PSPMT viene realizzata con una unica base di assemblaggio del contatti per costituire un unico fotomoltiplicatore poligonale a forma anatomica.
- 4) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata dal fatto che lo spessore del dispositivo di rivelazione risulta inferiore a 50 mm, comprensivo dell’elettronica dedicata all'alimentazione del PSPMT e dello stadio di preamplificazione e che le dimensioni dell'area di rivelazione risultano illimitate, con forme geometriche regolari {quadrati, rettangoli, esagoni, ecc.) o irregolari (poligoni).
- 5) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata dal fatto che la risoluzione spaziale intrinseca misurabile risulta essere, al meglio, dell'ordine di 1 mm o superiore o inferiore e in ogni caso indipendente dalle dimensioni dell'area di rivelazione.
- 6) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata dal fatto che l'anodo a fili incrociati è unico, indipendentemente dal numero di PSPMT ed in cui il calcolo del baricentro di carica avviene col metodo della somma pesata, rappresentata dalla formula del baricentro, con il metodo di resistenze pesate necessarie al recuperò della carica di raccolta in posizione della zona morta.
- 7) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata dalla presenza dei PSPMT, in modo da ottenere un passo di campionamento della luce molto stretto (minore di 5 mm) e con un rapporto area morta/ area attiva del PSPMT in ogni caso minore di 1.
- 8) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata da un funzionamento basato sull'utilizzo di distribuzioni di luce molto strette e con larghezza (FWHM) confrontabile, o superiori, con l'interspazio tra PSPMT contigui ed il passo anodico di campionamento.
- 9) Gamma camera, secondo la riv.l, caratterizzata dal fatto di essere di area illimitata per applicazioni in astrofisica per la rivelazione di fotoni energetici.
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