METODO ED APPARATO PER LA FORMAZIONE
DI IMMAGINI SCINTIGRAFICHE IN- VIVO
MEDIANTE L’USO DI UNO SCHERMO A
MEMORIA DI FOSFORI.
In medicina nucleare i sistemi per la formazione d'immagini sono configurati per generare un'immagine di organi o tessuti, e sono basati sull'interazione di fotoni (generati da un radioisotopo iniettato nel corpo umano) con un rivelatore di raggi gamma o X. I sistemi di rivelazione scintigrafica sono tipicamente composti da varie parti, che lavorano insieme per rivelare i fotoni in arrivo. Prima di tutto, in tale apparato à ̈ presente un collimatore di piombo, che riduce la radiazione di fondo della testa del rivelatore, e fornisce la messa a fuoco di un'immagine leggibile. Il collimatore può essere un collimatore parallelo multiforo composto di setti di piombo, che assorbe i fotoni che non sono normali al piano di visualizzazione, o un collimatore “pinhole†, che consiste di una sola piccola apertura di circolare in cima a uno schermo di piombo di forma conica. Dopo il collimatore à ̈ contenuto l’apparato di rivelazione, consistente fondamentalmente in una matrice di rivelatori a scintillazione (ad es. scintillatoli a ioduro di sodio, attivati con una traccia di tallio), per convertire i fotoni in luce visibile. Lo scintillatore à ̈ accoppiato attraverso guide di luce a tubi fotomoltiplicatori multipli, o altri sensori di luce, che convertono la luce proveniente dallo scintillatore in un segnale elettrico. In alternativa, anche rivelatori di conversione allo stato solido possono essere usati per generare un segnale elettrico dall'interazione con fotoni gamma o X. I segnali elettrici ottenuti possono essere facilmente trasferiti, convertiti e trattati da moduli elettronici in un sistema di acquisizione dati, allo scopo di facilitare P osservazione e manipolazione delle immagini da parte dei medici nucleari. Tal sistema, noto anche come camera Anger, à ̈ usato attualmente nella pratica clinica per la visualizzazione del corpo intero o la formazione di immagini d’ organo. Di particolare interesse à ̈ la scintigrafia della tiroide, che offre una visione funzionale del tessuto tiroideo dopo la somministrazione di un radionuclide che si concentra nel tessuto tiroideo. La scintigrafia tiroidea offre informazioni preziose sia sull’ anatomia che sulla funzione tiroidea, e può giocare un ruolo fondamentale nella diagnosi e gestione di malattie tiroidee come la tiroidite, l’iper- o ipo-tiroidismo, il gozzo nodulare, il tumore tiroideo primario o metastatico. I radionuclidi usati comunemente per la formazione di un’ immagine tiroidea sono gli isotopi dello iodio (principalmente l e I) e il tecnezio come pertecnetato ("<m>Tc04<">). Lo iodio radioattivo à ̈ attivamente concentrato o intrappolato dalla ghiandola tiroidea, ed à ̈ successivamente incorporato nella molecola tireoglobulina. Anche lo ione pertecnetato viene captato, poiché le sue dimensioni e la sua carica sono simili a quelle dello iodio; esso però non à ̈ incorporato in tireoglobulina, ed à ̈ fortemente preferito nella corrente pratica clinica, a causa del fatto che la qualità di una scintigrafia basata sul pertecnetato à ̈ di solito superiore, e il tecnezio depone sulla tiroide la più bassa dose di radiazione assorbita fra tutti i radionuclidi disponibili. Una semplice gamma camera con dimensione ridotte à ̈ solitamente impiegata per la scintigrafia della tiroide, per evitare l'uso delle più grandi e complesse gamma camere, di solito riservate alla scansione sul corpo intero. Un apparato tipico per scintigrafia tiroidea ha un peso maggiore di 100 kg, un'uniformità di campo del 5% circa, ed una risoluzione di circa 3 mm. Nonostante la loro ampia diffusione nella pratica clinica, gli attuali sistemi di scintigrafia tiroidea possiedono un certo numero di svantaggi: 1) l'apparato per scintigrafia richiede tipicamente un ingombrante sistema di posizionamento 2) sono necessari apparati elettronici complessi e delicati per la conversione della radiazione gamma in un segnale elettrico 3) nel sistema di conversione i fotomoltiplicatori sono disposti fisicamente in una matrice, ma fra loro esiste uno spazio morto in cui la luce non à ̈ raccolta 4) la risposta di ogni scintillatore e fotomoltiplicatore à ̈ diversa, e per ottenere una risposta simile per lo stesso valore di radioattività , il guadagno di ogni fotomoltiplicatore deve essere aggiustato periodicamente variando a mano il guadagno del preamplificatore 5) per ottenere un'uniforme risposta clinica nell’intero campo attivo di formazione dell’immagine, deve essere ricavata periodicamente una mappa di correzione, con l’uso di sorgenti radioattive di taratura piane o puntiformi 6) il costo di un buon apparato per scintigrafìa tiroidea non à ̈ inferiore a 80 000 $. La stessa gamma camera di dimensioni ridotte à ̈ usata anche nella visualizzazione scintigrafia di lesioni ad ossa e articolazioni, nella scintigrafia renale e, in generale, in tutti i casi nei quali à ̈ clinicamente richiesta una visualizzazione particolareggiata di piccoli organi o parti del corpo. Di conseguenza, sarebbe desiderabile disporre di un sistema di visualizzazione scintigrafica con risoluzione posizionale migliorata, privo della necessità di una periodica ricalibrazione elettronica dell'uniformità , con un peso ridotto, minore complessità , maggiore robustezza e affidabilità , minore costo.
In principio, uno schermo a memoria di fosfori funziona nel modo seguente: i raggi X generano centri di intrappolamento elettrone-buco, stabili a temperatura ambiente, con densità che à ̈ proporzionale alla dose di raggi X (immagine latente). I centri di intrappolamento dell’elettrone sono fotostimolabili, e l'elettrone si ricombina per fotostimolazione col buco centro di intrappolamento, con emissione di luce (luminescenza fotostimolata). L'intensità della luce emessa à ̈ proporzionale alla densità delle coppie buchi- elettroni intrappolati, e quindi proporzionale alla dose di raggi X localmente assorbita. L'emissione viene registrata con un fotomoltiplicatore dopo fotostimolazione dello schermo, scandito punto per punto da un raggio laser otticamente focalizzato di lunghezza d’onda adatta. La scansione laser ha l'effetto di stimolare o rilasciare gli elettroni intrappolati. L'intensità della luminescenza emessa per ogni area o pixel dello schermo a memoria di fosfori viene misurata elettronicamente, utilizzando un'apparecchiatura sensibile alla luce, come un tubo fotomoltiplicatore, e il segnale elettrico del fotomoltiplicatore viene digitalizzato per mezzo di un convertitore analogico-digitale, immagazzinato nella memoria di un computer come funzione della posizione laser sullo schermo a memoria di fosfori, e i dati sono usati per la ricostruzione dell'immagine. Un esempio di apparato per ottenere tali informazioni da un schermo a memoria di fosfori à ̈ descritto, per esempio, nel brevetto US2001010364, nel quale viene descritto un sistema e un metodo per leggere uno schermo a memoria di fosfori usando luce pulsata da matrice di semiconduttori. In tale invenzione à ̈ descritto un sistema per leggere uno schermo a memoria di fosfori, al fine di eseguire una radiografia dopo esposizione a raggi X; lo schermo à ̈ stimolato otticamente per emettere luminescenza in risposta ad una radiazione, e viene acquisita una immagine digitale dal suddetto schermo a memoria di fosfori. Un tipico schermo a memoria di fosfori viene creato applicando un rivestimento di uno strato di un fosforo sopra un substrato flessibile di materiale polimerico. Lo schermo à ̈ formato creando una fine polvere dei componenti miscelati dei fosfori, e legandola uniformemente con un appropriato adesivo, o con altro mezzo fisico, alla superficie del substrato polimerico. Il più usato fosforo a memoria per raggi X à ̈ BaF(Br) drogato con Eu<2+>come attivatore. Un metodo per la creazione di tale schermo à ̈, per esempio, esposto nel brevetto EP 1646053; l'invenzione ha per scopo la sintesi di uno schermo a memoria di fosfori senza legante, in cui per la fabbricazione di uno schermo vengono usati cristalli aghiformi fotostimolabili di CsBr:Eu, ottenendo così un prodotto appropriato per Γ uso in radiografia digitale. Un altro metodo per la sintesi di schermi a memoria di fosfori viene esposto nel brevetto EP 1568752, che descrive un metodo per preparare schermi a memoria di fosfori a base di CsX:Eu privo di impurezze. Gli schermi a memoria di fosfori sono principalmente utilizzati e commercializzati per l’uso in sistemi radiografici; per esempio, nel brevetto EP1798576 viene esposto un sistema di radiografia computerizzato per la formazione di immagini mediche, usando un schermo a memoria di fosfori per immagazzinare la radiazione X. Nel brevetto WO9301693 viene esposto un sistema di formazione d'immagini per mammografia che impiega uno schermo a memoria di fosfori ad alta risoluzione per la visualizzazione diagnostica del seno mediante raggi X. Gli schermi a memoria di fosfori sono anche sensibili a tipi diversi di radiazioni, come fotoni gamma o particelle beta. Sfruttando questo fatto, sistemi commerciali che impiegano schermi a memoria di fosfori sono usati anche per la visualizzazione di radioisotopi per autoradiografia. I campioni radiomarcati sono esposti agli schermi di fosfori, che immagazzinano energia nei cristalli fotostimolabili. L'energia del radioisotopo crea un'immagine latente sullo schermo, e un'esposizione ad una luce laser di stimolazione rilascia i fotoni che mostrano l'immagine latente della radioattività . Secondo la nostra conoscenza, nessun brevetto o pubblicazione scientifica ha mai descritto l'uso di uno schermo a memoria di fosfori come supporto per la registrazione di una scintigrafia gamma in vivo; inoltre, nessuna descrizione di un apparato mirato e ottimizzato alla messa a fuoco di un'immagine scintigrafica su uno schermo a memoria di fosfori à ̈ mai stato descritto finora. Ricordando gli svantaggi delle attuali gamma camere elettroniche, particolarmente per la scintigrafia tiroidea, e le caratteristiche dello schermo a memoria di fosfori, sono state eseguite da noi con i suddetti schermi una serie di prove di visualizzazione di immagini scintigrafiche. Di solito, i collimatori “pinhole†sono molto più sensibili all'oggetto da visualizzare dei collimatori a fori paralleli, poiché tale collimatore può raccogliere anche i fotoni che viaggiano angolati rispetto all’asse parallelo al foro del collimatore. Un collimatore “pinhole†consiste fondamentalmente di una sola apertura di piccolo diametro alla fine di uno schermo di piombo conico. La risoluzione R per un collimatore “pinhole†à ̈ data dalla seguente: R = (a b) c/a , in cui R à ̈ la risoluzione del collimatore, a à ̈ la distanza dall'apertura del “pinhole†allo scintillatore sensibile, b à ̈ la distanza dall'oggetto al “pinhole†, e c à ̈ la dimensione effettiva del “pinhole†, data da: c = [d (d+2/m tan ( f72))] , in cui d à ̈ il foro di apertura del “pinhole†, m à ̈ il coefficiente di attenuazione lineare totale del materiale del collimatore all'energia dei raggi gamma, e f à ̈ l'angolo di vertice del “pinhole†. La risoluzione dell’intero sistema (TR) à ̈ data da: TR = [R<2>+ ((b/a) G)<2>]<1/2>, in cui G à ̈ la risoluzione intrinseca della gamma camera. La risoluzione di una gamma camera convenzionale à ̈ quindi data da una combinazione della risoluzione del collimatore e della risoluzione dell’ elettronica; nel caso dell’utilizzo di uno schermo a memoria di fosfori il fattore G à ̈ dell’ordine di 50-70 micron, e quindi trascurabile nella risoluzione totale. Il sistema proposto nella presente invenzione garantisce quindi sicuramente una risoluzione maggiore di quella ottenuta con una gamma camera elettronica convenzionale. La sensibilità della macchina fotografica dipende fondamentalmente dalla distanza tra l'apertura e l'oggetto. L'efficienza geometrica, che à ̈ la frazione dei raggi gamma emessi correttamente collimati, può essere descritta lungo l'asse del collimatore “pinhole†da E=c / (4b) . Il potenziale della scintigrafìa “pinhole†à ̈ stato investigato, nella pratica clinica, per la scintigrafia ossea, tiroidea o paratiroidea, e per l'esplorazione dei linfonodi ascellari. La tecnica, paragonata alla scintigrafia planare con collimatore a fori paralleli, ha dimostrato un miglioramento nella risoluzione, permettendo la visualizzazione di dettagli più significativi. Nella scintigrafia tiroidea, la migliore risoluzione ha permesso di scoprire più noduli (essenzialmente noduli minori di 1 centimetro di diametro), e ridurre il numero di casi dubbi. Per la ricerca di ghiandola paratiroidee anomale, il numero di casi falsi negativi à ̈ diminuito, con un aumento concomitante di veri casi positivi; le ghiandole sono state delineate più chiaramente sulle immagini. In conclusione la visualizzazione “pinhole†a singolo fotone appare uno dei metodi scintigrafici più promettenti, e permette di esplorare le piccole aree con un’alta risoluzione. (Clinical Applications of pinhole Single Photon Emission Tomography, A. Seret, Alain, R. Hustinx, Current Medicai Imaging Reviews, Volume 2, Number 3, August 2006 , pp.
347-352(6) ). Acquisendo l’immagine di un fantoccio con i parametri di acquisizione usati in pratica clinica, à ̈ stato dimostrato che i collimatori “pinhole†superano di gran lunga il collimatore a fori paralleli in contrasto e risoluzione. (A comparison of contrast and sensitivity in Tc-99m thyroid scintigraphy between nine nuclear medicine centres of a geographic, A. Seret, Rev. med. nucl. Alasbimn j;8(32), apr. 2006). Una serie di collimatori di piombo “pinhole†à ̈ stata da noi assemblata nel nostro lavoro, con dimensioni compatibili con gli schermi a memoria di fosfori attivi scelti, e con apertura di valori diversi, variabile da 2 a 8 mm in diametro. Il disegno del collimatore à ̈ riportato in Figura 1; D rappresenta il corpo del collimatore ed E il foro del collimatore. E’ stata assemblata anche una cassetta schermante, con dimensioni compatibili con gli schermi a memoria di fosfori attivi scelti. Il disegno della cassetta à ̈ riportato in Figura 1; A rappresenta lo schermo a memoria di fosfori, B la cassetta schermante e C il diaframma mobile scorrevole. La cassetta à ̈ fatta di piombo, o di altri materiali non trasparenti e non penetranti alle radiazioni ionizzanti; in tale modo lo schermo di fosfori può essere trasportato schermandolo dalla luce e dalla radioattività circostante. La cassetta à ̈ fatta in modo tale che può essere inserita, come un cassetto, nel fondo del collimatore. Il disegno del collimatore con la cassetta inserita à ̈ riportato in Figura 2; A rappresenta lo schermo a memoria di fosfori, B la cassetta schermante, C il diaframma mobile scorrevole, D il corpo del collimatore ed E il foro del collimatore. La cassetta schermante à ̈ coperta sul lato anteriore da una lastra schermante che può essere spostata come una porta scorrevole; quando la lastra schermante à ̈ completamente estratta, la radiazione può arrivare allo schermo sensibile di fosfori. Lo schermo à ̈ posto sul piano di messa a fuoco del collimatore; differenti tempi di esposizione, distanze tra collimatore e oggetto, diametri di apertura del “pinhole†, sono stati esaminati, per ottimizzare la sensibilità e risoluzione dell'apparato. Per la registrazione della radioattività , l'oggetto à ̈ collocato alla giusta distanza dall'apertura del collimatore, e la cassetta schermante viene aperta. Come sorgenti emettitrici di radioattività sono stati usati diversi fantocci contenenti<99m>Tc, mentre schermi a memoria di fosfori e apparati di lettura di tipi e marche diverse sono stati usati nelle prove preliminari. Un apparato completo, ottimizzato per la scintigrafia clinica tiroidea à ̈ stato infine costruito. In esso il collimatore “pinhole†, opportunamente ottimizzato e modificato secondo la descrizione su riportata, à ̈ solidale con un supporto meccanico che permette di sollevare e abbassare il collimatore rispetto al piano del pavimento. Il paziente à ̈ esteso su un letto clinico in posizione supina, e il foro del collimatore à ̈ posizionato alla distanza di circa 3 cm dal collo del paziente, con il diaframma mobile della cassetta schermante in posizione chiusa. Quando il diaframma scorrevole à ̈ aperto manualmente, lo schermo di fosfori à ̈ esposto alla radioattività proveniente dal paziente; un tempo di conteggio di 10 minuti à ̈ stato trovato sempre sufficiente per una visualizzazione della ghiandola tiroidea. Dopo il tempo di esposizione richiesto, il diaframma viene richiuso, la cassetta viene estratta dal corpo di collimatore, e Timmagine latente dello schermo di fosfori viene letta nello scanner laser e visualizzata sullo schermo di un computer. Una serie di programmi elettronici per trattamento dei dati di base à ̈ stata scritta e assemblata, al fine di estrarre tutte le informazioni cliniche visuali dallo schermo di fosfori. E’ stata anche assemblata una cella a riempimento, utile per un controllo dell'omogeneità e della sensibilità dello schermo a memoria di fosfori alla radiazione gamma. La cella à ̈ composta di un parallelepipedo sigillato, fatto di un materiale con un basso coefficiente di assorbimento per la radiazione, come tipicamente, ma non esclusivamente, plastica, vetro o alluminio, ed à ̈ fornita di un entrata e una uscita per il riempimento. Un disegno schematico della cella à ̈ riportato in Figura 3; la cella B viene riempita con una soluzione acquosa di un isotopo emettitore gamma F attraverso il raccordo C munito di una check-valve E; il raccordo D funge da sfiato. Lo schermo di fosfori A viene quindi posato contro la faccia della cella per alcuni minuti; in tale geometria lo schermo à ̈ irradiato omogeneamente dalla larga sorgente planare, e quindi lo schermo à ̈ letto sullo scanner laser. Con questo metodo, una misura periodica dell'omogeneità della risposta alla radiazione e della sensibilità dello schermo a memoria di fosfori può essere eseguita facilmente, garantendo così all'utente un controllo di qualità continuo delle immagini cliniche, senza alcuna regolazione e/o taratura elettronica. Un certo numero di pazienti à ̈ stato esaminato mediante il nuovo apparato, e sono state ottenute le immagini di pazienti affetti da una patologia tiroidea. La sensibilità dello schermo a memoria di fosfori à ̈ stata lievemente minore, e la risoluzione maggiore di quelle ottenute da una gamma camera elettronica convenzionale. Una valutazione da parte di medici nucleari indipendenti, non-informati, ha dimostrato che le immagini sono state giudicate di qualità eccellente, e sono state valutate perfettamente utili per una diagnostica clinica. Nella presente invenzione un apparato per focalizzare una radiazione gamma o X su uno schermo attivo a memoria di fosfori à ̈ stato assemblato, ottenendo una risoluzione di immagine uguale o migliore di quella ottenuta con una gamma camera elettronica standard. Un pacchetto software specificamente progettato à ̈ stato scritto, per eseguire un trattamento dei dati (ripulitura, smoothing, filtrazione, trasformazione di Fourier, riscalamento), ed estrarre le informazioni cliniche contenute neH'immagine latente dello schermo a memoria di fosfori. Un’ applicazione clinica pratica à ̈ stata portata a termine, visualizzando una serie di immagini tiroidee in-vivo di eccellente qualità , utili per un uso clinico diagnostico, con tempi di lettura simili a quelli usati nella visualizzazione con una gamma camera convenzionale. L'apparato diagnostico clinico proposto ha un costo e una complessità minore, e mostra una risoluzione maggiore, di quelle di una gamma camera elettronica convenzionale. Mentre la descrizione su riportata si riferisce alle particolari realizzazioni dell'invenzione presente, dovrebbe essere facilmente comprensibile a persone con conoscenza ordinaria dello stato dell'arte che un certo numero di modifiche può essere compiuto senza allontanarsi dallo spirito dell'invenzione. Si intende che le rivendicazioni accluse coprano tutte tali modifiche, come appartenenti al vero spirito e scopo dell'invenzione. Le realizzazioni presentemente esposte devono perciò essere considerate sotto tutti i punti di vita come illustrative e non restrittive, lo scopo dell'invenzione essendo indicato dalle rivendicazioni piuttosto che dalle descrizioni incluse. Tutti i cambiamenti compresi nel significato e campo di equivalenza delle rivendicazioni devono quindi intendersi in esse inclusi.