ES2202846T3 - Gamma-camara de centelleo plana con resolucion espacial muy elevada, con estructura modular. - Google Patents

Abstract

LA CAMARA GAMMA, CAPAZ DE SER DESARROLLADA EN AREAS DE CUALQUIER TAMAÑO E ILIMITADAS, PRESENTA UN ESPESOR QUE SE CONSIDERA REALMENTE PLANO Y DE DIMENSIONES MINIMAS, Y PUEDE MONTARSE EN MODULOS INDIVIDUALES DE MANERA QUE SE ACOPLEN ENTRE SI, RESOLVIENDOSE EL PROBLEMA DE ZONAS MUERTAS ENTRE PSPMT INDIVIDUALES, CON VALORES DE RESOLUCION ESPECIAL INTRINSECA DEL ORDEN DE 1 MM. LA APLICACION DE LA PRESENTE INVENCION PUEDE VARIAR DESDE EL CAMPO MEDICO (PET, SPECT, SPEM, PEM, ETC.), A SU EMPLEO EN ASTROFISICA.

Description

Gamma-cámara de centelleo plana, con una resolución espacial muy elevada y una estructura modular.

La presente invención se refiere a una gamma-cámara de centelleo plana, con una resolución espacial muy elevada, en condiciones de ser ensamblada de manera modular, puesto que está compuesta por bloques que se pueden adaptar recíprocamente para formar gamma-cámaras de tamaños y formas variables, desde un mínimo de dos bloques individuales hasta una cantidad ilimitada, de manera de constituir la primera gamma-cámara de centelleo plana, a diferencia a aquellas planas que funcionan con detectores de semiconductores.

Su aplicación puede hallar empleo en todos los campos de diagnósticos oncológicos en general y en algunos casos de cirugía radio-inmuno guiada.

Se sabe que uno de los dispositivos más ampliamente usados para la localización de tumores es la gamma-cámara que usa trazadores que se concentran donde existen estructuras receptoras que se comportan como formaciones tumorales.

En diagnósticos oncológicos el uso de la Cámara Anger es muy difundido, no obstante no llegue a lograr valores satisfactorios de resolución espacial en la evaluación y prevención de tumores.

El principio de la Cámara Anger se basa sobre el uso de una cantidad de tubos fotomultipliplicadores (PMTs en una cantidad normalmente superior a 30) acoplados a través de una ventana de vidrio a un único cristal planar de NaI.

La radiación gamma, interactuando en el cristal de centelleo, genera una distribución de luz cuyo centroide coincide con el punto de interacción del fotón. Los PMTs, leyendo de las diferentes posiciones la porción de cantidad de luz generada por el evento, la convierten en una señal eléctrica. Un promedio apropiado, operado a través de una red resistiva-capacitiva, permite obtener dos señales para la posición "x" e "y".

Las principales limitaciones de la Cámara Anger consisten en una resolución espacial de al menos 3 mm, para las dimensiones de los fototubos que tienen un diámetro de aproximadamente 60 mm y una zona muerta presente entre los PMTs del orden de 5-7 mm, respuesta no homogénea de los fotocátodos, distribución de luz que en este caso debe ser más ancha que el diámetro de los PMTs. Una vez fijado como límite tecnológico de rendimiento de centelleo aquel del NaI(T1), en esas condiciones el valor límite de la resolución espacial no puede ser mejor que 3 mm.

Otro punto crítico es la zona muerta periférica.

Debido a la amplia distribución de luz, un evento cercano al borde de la cámara sufre grandes deformaciones de posición si ocurre a una distancia menor que 5 cm; esto implica una considerable restricción del uso de esta cámara para campos limitados y producción de imágenes de pequeños órganos y en particulares aplicaciones de adaptación anatómica.

Debido a la protección de plomo necesaria para la detección de los rayos gamma conexa al uso de colimadores pasivos de Pb o W, el espesor de la cámara implica pesos muy elevados (decenas de kilos) que limitan su uso mecánico de emplazamiento a través de especiales sistemas de soporte y movimiento.

Además la amplia distribución de luz con simetría circular limita las formas preferidas a la circular.

El área activa de las actuales gamma-cámaras ha aumentado paulatinamente a lo largo del tiempo en función de la capacidad tecnológica de construir cristales de centelleo cada vez más amplios.

Para mejorar la resolución espacial de la gamma-cámara basada sobre el principio Anger, es necesario reducir la distribución de luz FWHM (Full Weight to Medium). Asociada a la misma, se tiene una reducción de la magnitud de muestreo de la luz (diámetro del fotomultiplicador PMT). Esto implica un aumento cuadrático de los fototubos (5 mm de muestreo implica un aumento de cien veces el número de PMTs). Lamentablemente, debido a las dificultades tecnológicas relacionadas a la construcción de fototubos, la relación área activa/área muerta decrece con el diámetro de los PMTs lo que lleva aparejada pérdida de grandes fracciones de luz y grandes incertidumbres de emplazamiento entre los PMTs individuales. Asimismo, los procedimientos de alineación de la ganancia de centenares de PMTs son sumamente onerosos y costosos, aparte de los costos intrínsecos de centenares de PMTs individuales.

El interés originado en los últimos años acerca del desarrollo de las gamma-cámaras con alta resolución espacial inevitablemente lleva a esperar en un diagnóstico prematuro de tumores por medio de tecnologías cada vez más precisas y sofisticadas. Ya el desarrollo de aparatos destinados a ciertas patologías (tales como SPEM = Single Photon Emission Mammography -mamografía por emisión de fotón único- y PEM = Positron Emission Mammography -mamografía por emisión de positrones- dedicadas a la evaluación del carcinoma de seno) conduce el problema a la construcción de máquinas dedicadas a aplicaciones clínicas específicas.

Una de las necesidades de los nuevos diagnósticos oncológicos, de todos modos, sigue estando relacionada a la posibilidad de tener a disposición equipos versátiles, en condiciones de alcanzar altas resoluciones espaciales, a costos reducidos. Ya el PET (Positron Emission Tomography -Tomografía por emisión de positrones-) de alguna manera es totalmente innovador para equipos dedicados a patologías neurológicas específicas.

A partir de "The Conference Record of the Nuclear Science Symposium" (Anaheim, EE.UU., 2-9, 1996, páginas 1.196-1.200) se conoce una gamma-cámara económica y de tamaño reducido que expone un documento de Majewsky S. et al. intitulado: "Development of a Gamma Radiation Imaging Detector based on a GSO Crystal Scintillator and a Position Sensitive PMT" (Desarrollo de un detector de formación de imágenes por radiación gamma basado sobre un escintilador de cristal GSO y un PMT sensible a la posición). Tal documento publica un detector de formación de imágenes mediante rayos gamma para usar en el campo de pequeños animales y específicas aplicaciones médicas de formación de imágenes. El detector de formación de imágenes por rayos gamma comprende alternativamente un único PMT sensible a la posición Hamamatsu® R3292 de 5" de diámetro o un único PMT sensible a la posición Hamamatsu® R3941 cuadrado de 3"; ambos tienen estructura de malla dínodo paralela de proximidad focalizada y ánodos de hilos cruzados en las coordenadas "x" e "y". Los dos tipos de fotomultiplicadores estaban acoplados a una placa escintiladora de cristal GSO puesta a disposición por Hitachi®.

A partir de la publicación "Nuclear instruments & Methods in Physics Research", A 336(1993) 15 de Noviembre (páginas 330-335), también se conoce un detector phoswich de banda ancha sensible a la -posición para astronomía de rayos gamma. Tal detector está incorporado dentro de un telescopio y está proyectado para cubrir una amplia banda de energía. Un único módulo detector comprende un grupo de 80 barras de centelleo phoswich vistas por un único tubo multiplicador sensible a la posición de un diámetro de 5 pulgadas. El plano de detección para el telescopio propuesto está construido usando una matriz de 5x5 de tales módulos.

Finalmente, a partir del documento de Levin C.S. et al. intitulado “PSPMT and PIN Diode Designs of a Small Scintillation Camera for Imaging Malignant Breast Tumor” (Diseños con Diodos PIN y PSPMT de una Pequeña Cámara de Centelleo para formación de imágenes de tumores malignos de seno) se conoce una pequeña cámara de rayos gamma PSPMT (The Conference Record of the Nuclear Science Symposium, Anaheim, EE.UU. 2-9, 1996, páginas 1.191-1.195). Tal cámara comprende un cristal NaI(Tl) de 6 cm x 6 cm x 6 cm de espesor acoplado a un único Tubo Multiplicador Sensible de la Posición Hamamatsu® R3941 (PSPMT). El R3941 tiene un área activa del fotocátodo bialcalí de 77 mm x 77 mm, estructura dínodo de malla fina platina 16 y un ánodo de hilo cruzado de 16 x 18 con un paso de 3,7 mm.

La presente invención constituye un tipo de instrumento modular, en condiciones de ser adaptado a diferentes tipos de exámenes oncológicos y, por primera vez en la técnica conocida, en condiciones de adaptar su propia forma constructiva a la anatomía del cuerpo humano. Este tipo de gamma-cámara, en efecto, revoluciona el concepto de la clásica gamma-cámara como la cámara Anger, agregando además una tecnología capaz de obtener niveles extremadamente elevados (del orden de 1 - 2 mm) de resolución espacial.

La modularidad del dispositivo tiene origen en el uso de Tubos FotoMultiplicadores Sensibles a la Posición (PSPMT), que se comportan como bloques individuales a ser unidos sin limitación, yendo de un mínimo de dos bloques individuales a un número variable, logrando así áreas totales de detección de cualquier dimensión.

Las dimensiones de cada bloque individual son más o menos 22 mm x 22 mm o menos de área activa y un tamaño total de aproximadamente 30 mm x 30 mm o menos. La longitud de los fototubos individuales es de aproximadamente 30 mm, de suerte que el espesor de todo el bloque puede ser definido como casi plano con respecto a una gamma-cámara que, por el contrario, tiene un volumen considerable. El problema tecnológico crucial es el que pertenece a las denominadas "zonas muertas", es decir la zona fronteriza entre dos fototubos. Una vez solucionado este problema, usando diferentes soluciones tecnológicas, para obtener diferentes diseños a adaptar a diferentes exigencias se pueden utilizar bloques individuales. Por consiguiente, la invención constituye la primera gamma-cámara de centelleo, de tipo plano, a ser usada también según tamaños diferenciados y a costos reducidos. En su variante de aplicación más simple es posible usar sólo dos bloques (con un área aproximada de 3 cm x 6 cm) para aplicaciones durante operaciones quirúrgicas, o para diagnóstico oncológico externo para detectar áreas pequeñas.

El objeto de la invención, por lo tanto, es el de proporcionar un verdadero sistema de formación de imágenes sensible a la radiación gamma, de dimensiones variables, que se pueda usar también para diagnósticos externos de tumores de pequeñas dimensiones (por ejemplo, tumores melánicos de la piel, exámenes de la tiroides, etc.). Por ejemplo, para extirpar un tumor quirúrgicamente, el cirujano necesita localizarlo y, a tal propósito, normalmente usa los resultados obtenidos con los sistemas de diagnóstico empleados para identificar el mismo tumor (radiografía, TAC, NMR, escintigrafía).

Tal técnica puede ser reemplazada con el uso de una gamma-cámara estándar con PSPMT individual que, si bien sus dimensiones son bastante reducidas, sin embargo igualmente sigue teniendo un volumen considerable durante la operación quirúrgica. Tal información presenta una ventaja considerable relacionada a la visualización en tiempo real de cualquier formación neoplástica y la confirmación de su total eliminación después de la intervención quirúrgica para su extracción.

De esta manera se prefiere la realización de un sistema de formación de imágenes verdaderamente dicho sensible a las radiaciones gamma, de dimensiones variables de acuerdo a las diferentes necesidades de diagnóstico, que se pueda utilizar también para diagnósticos externos de tumores de pequeñas dimensiones (por ejemplo, tumores melánicos de la piel, exámenes de tiroides, etc.), puesto que el tamaño reducido, por ejemplo, puede permitir la total facilidad de manejo del dispositivo, con un peso extremadamente bajo y la posibilidad de visualizar áreas de interés difícilmente alcanzables (entre órganos). De esta manera, en este caso se pueden aplicar pequeños detectores capaces de detectar acumulaciones de radioactividad con una resolución espacial de aproximadamente 1 mm. En la caracterización radioisotópica de melanomas, y en general de tumores de la piel, el uso de tales detectores de alta resolución espacial es sumamente útil: la lesión sospecha se puede identificar fácilmente con un examen físico, por lo tanto el detector puede ser colocado en el lugar de la lesión sospecha y proporcionar un mapa de recepción, con una respuesta que groseramente se puede prever como SÍ/NO.

La misma línea de razonamiento se aplica para los linfonodos axilares o inguinales.

La característica que distingue a la presente invención es la posibilidad de adaptar formas y tamaños a las varias necesidades de diagnóstico, usando gamma-cámaras planas de tamaño reducido, adecuadamente dimensionadas, con obvios ahorros económicos, sin toner que utilizar obligatoriamente gamma-cámaras de áreas grandes y/o tradicionales.

La investigación básica sobre detectores tiende a proporcionarle al médico nuclear dispositivos que tienen una resolución espacial siempre mejor, de manera de detectar concentraciones de radioactividad en áreas pequeñas.

El dispositivo modular propuesto comprende múltiples Tubos FotoMultiplicadores Sensibles a la Posición (PSPMT) acoplados a cristales de centelleo, un colimador con la misma forma y área de los cristales y una electrónica adecuada para procesar las señales provenientes de los fototubos con un software de procesamiento para la visualización en tiempo real de las áreas de interés.

Los cristales de centelleo, tipo matriz o planar, pueden ser de NaI (TI), CsI (TI), CsI(Na), YAP:Ce, EGO, GSO u otro cristal de centelleo.

El acoplamiento de los cristales con los fototubos, a través de apropiados espesores de vidrio (cuarzo o materiales de propiedades ópticas similares), permite resolver la incertidumbre de las áreas muertas, logrando proporcionar información para recuperar esos eventos que terminan en el área de contacto entre dos fototubos contiguos. La forma del detector es adecuada para cualquier evolución futura, no por último el uso de formas anatómicas para aplicaciones en la SPEM o PEM, aparte de brindar la oportunidad de construir gamma-cámaras pequeñas de costo reducido, fáciles de transportar y de peso reducido. En particular, para aplicaciones mamoescintigráficas, el dispositivo permite construir formatos similares al radiograma (por ejemplo 15 cm x 24 cm), que permiten obtener fácilmente la fusión de las dos imágenes de diagnóstico. Asimismo, la limitada zona muerta del presente dispositivo permite identificar tumores cerca del tórax cuando se usa en una proyección cráneo-caudal, con o sin compresión del seno. Finalmente, también en la proyección cráneo-caudal del senos, la cámara puede ser proyectada de manera tal de seguir el perfil de la juntura del seno al pecho, hasta la juntura axilar. Esto permitiría una mejor localización de cualesquiera de las recepciones de linfonodos axilares y tumores cerca de la juntura al pecho.

Para lograr ese propósito, la invención tiene como objetivo una gamma-cámara plana con una resolución espacial muy alta, en condiciones de ser usada como dispositivo de diagnóstico externo con la capacidad de detectar zonas de tejido invadidas por tumores de área pequeña.

El objetivo de la presente invención es el de resolver los problemas descritos arriba.

El objetivo se logra con la presente invención, que usa PMTs Sensibles a la Posición que permiten el muestreo de la luz con pasos iguales al ánodo de recolección de la cámara (aproximadamente 5 mm) y que mantienen grande el área total de detección del PSPMT minimizando la relación área muerta/área activa. Según el objetivo, la invención se basa sobre el uso de PSPMTs con ánodo de hilos cruzados, para acoplar juntos como un único sistema de detección, y el área muerta total de dos PSPMTs es menor que 6 mm.

Es esencial mantener la relación área muerta/área activa lo más baja posible (y de todos modos menor que 1) teniendo al mismo tiempo un muestreo de carga (paso entre los centros de los ánodos) menor que 1 cm para mantener alta la resolución espacial. Para tal exigencia, el uso de PSPMTs es óptimo. En este caso la distancia entre la zona muerta entre dos áreas activas de PSPMT dispuestas yuxtapuestas deben ser menor o igual al paso de muestreo. Otro elemento esencial de la presente invención es lograr una resolución espacial muy alta (que se acerca al milímetro) a través de una distribución angosta de la luz de centelleo posteriormente convertida en carga sobre el ánodo de hilos cruzados, puesto que esto implica la reducción del paso de muestreo de la luz.

La gamma-cámara multi-PSPMT puede tener cristales planares en el espesor o matrices de cristales de centelleo con un cono de luz apropiadamente optimizado de acuerdo al espesor de la ventana de vidrio que existe entre el fototubo y el cristal de centelleo, o como alternativa acoplando cristales de centelleo y fotomultiplicadores PSPMT con guías de luz. La distribución de luz en uso no debería exceder los 20 mm FWHM. Tal valor se puede lograr combinando apropiadamente los espesores del cristal de centelleo con espesores de vidrio o de cuarzo a acoplar con el fototubo. Alternativamente, y mediante el mismo principio, es posible usar una matriz de cristales de centelleo de cualquier tamaño, de todos modos con un área de los elementos individuales menor que 3 x 3 mm^{2}, espesor variable de acuerdo a la aplicación y como quiera que sea no superior a 50 mm. También en este caso los cristales de centelleo se deben combinar con apropiados espesores de vidrio o cuarzo para obtener una distribución de luz FWHM que no supere los 20 mm.

El motivo del porque la gamma-cámara, según la presente invención, puede ser definida plana está dado por el uso de PSPMTs de área pequeña que brindan la posibilidad de tener una altura reducida, como quiera que sea menor que 50 mm.

En el caso del uso de cristales planares, las restricciones están relacionadas sólo a aquellas tecnológicas pertenecientes al uso de grandes áreas y espesor para obtener las características indicadas arriba. El uso de matrices de cristal no limita el desarrollo de gamma-cámaras de área grande. Cuando se ensambla una serie de PSPMTs, por otro lado, queda el problema de recolectar la carga y determinar la posición del evento que ha generado la distribución de luz sobre los fototubos multiplicadorse. Cada PSPMT tiene una serie de hilos de recolección para determinar la posición X e Y. El problema es conectar todos los hilos de recolección de todos los fototubos multiplicadores, tanto para la posición X como para la posición Y, de manera de hacer que tal conjunto de fototubos multiplicadores individuales se vean como una superficie anódica de recolección, única e ilimitada. Para tal propósito los hilos de recolección individuales de cada fototubo multiplicador se conectan con los del siguiente y así siguiendo, hasta obtener un sistema de recolección único conectado a un sistema electrónico capaz de proporcionar las señales pertenecientes a la posición de la coordenada X e Y. Si por ejemplo se deseara conectar cuatro PSPMTs juntos, se podría pensar en una matriz de dos filas por dos columnas, donde cada elemento es un PSPMT individual. Un fototubo multiplicador tiene cuatro hilos para determinar la posición X y cuatro hilos para la posición Y. Los hilos de la posición X del primer PSPMT se conectan con los análogos del fototubo adyacente a lo largo de la misma dirección (fila) y así siguiendo. Los hilos de la posición Y (columna de la matriz) se conectan de manera totalmente similar. El baricentro de carga determina la posición del fotón que colisiona contra el cristal de centelleo.

Para obtener ese propósito, la invención tiene como objetivo una gamma-cámara plana con una resolución espacial muy elevada, que se puede usar en diferentes modalidades de diagnóstico, con aplicación sobre áreas pequeñas durante operaciones quirúrgicas o para órganos pequeños, o como un dispositivo de diagnóstico externo con la posibilidad de detectar zonas de tejido, como una tradicional cámara Anger.

La ventaja de poder definir de manera ilimitada las dimensiones de la cámara y la ventaja adicional de ser plana (espesor de unos pocos centímetros), permite un avance tecnológico.

Otras características y ventajas de la presente invención se pondrán aún más de manifiesto a partir de la descripción que sigue con referencia a los dibujos anexos, proporcionados a título puramente ejemplificador y no limitativo, en los cuales:

- la figura 1 es una vista en escala amplificada del dispositivo donde están indicadas las partes que lo componen;

- la figura 2 muestra el detalle del sistema de detección formado por cuatro PSPMTs acoplados;

- la figura 3 muestra la matriz de cristales de centelleo;

- la figura 4 muestra un diagrama del acoplamiento de un bloque de cuatro PSPMTs y los respectivos tamaños de área activa y zona muerta;

- la figura 5 muestra el diagrama de distribución de la carga, en proximidad de la zona muerta entre dos PSPMTs;

- la figura 6 muestra un ejemplo de acoplamiento entre cuatro PSPMTs y un cristal planar;

- la figura 6a muestra un detalle del tamaño del cabezal de detección que comprende a los cuatro PSPMTs y el respectivo espesor;

- la figura 7 muestra el diagrama de conexión entre sí de los hilos del ánodo que salen del PSPMT individual y la correspondiente conexión a los respectivos preamplificadores;

- la figura 7a muestra el diagrama de bloques electrónico requerido para el funcionamiento;

- las figuras 8a y 8b muestran el diagrama de funcionamiento de los amplificadores operacionales;

- la figura 9 muestra un detalle del diagrama de bloques de funcionamiento de la electrónica para la conversión de los pulsos provenientes de los amplificadores;

- la figura 10 muestra un diagrama de bloques de la electrónica y de las señales de salida hacia una computadora personal.

Con referencia a las figuras, se muestra la nueva gamma-cámara que comprende:

- un colimador (1) de Plomo o metal de alto Z (tal como W, Au,- etc.) en condiciones de dejar pasar sólo las radiaciones gamma según el ángulo sólido que pasa a través de sus orificios, y donde el colimador tiene un tamaño igual al área de la gamma-cámara;

- un cristal de centelleo (2) hecho de CsI(TI) con matriz cuadrada (con un elemento individual de aproximadamente 2 mm x 2 mm y 3 mm de espesor de Yoduro de Cesio dopado de Talio) sensible a las radiaciones gamma con un campo de energía comprendido entre unos pocos keV y 1 MeV, con un tamaño general igual a un cuadrado con un área igual a 60 mm x 60 mm;

- un encamisado (3) constituido por un revestimiento de material inerte con un lado de 65 mm y una longitud comprendida entre 50 y 80 mm o más;

- una serie de cuatro fotomultiplicadores PSPMT (4), en condiciones de recolectar señales ópticas producidas por el cristal de centelleo y amplificadas a una señal eléctrica.

Los Fototubos Multiplicadores Sensibles a la Posición comerciales, o fototubos multiplicadores, usados son del tipo compacto que comprende delgados dinodos de canales metálicos encapsulados en un contenedor que tiene una altura total de aproximadamente 30 mm y en condiciones de ser sensible a la posición con un sistema multiánodo de recolección de carga. Posteriormente, las ocho señales que salen de los fototubos multiplicadores individuales (cuatro para la posición X y cuatro para la posición Y), se conectan y siguen con los correspondientes elementos del fotomultiplicador contiguo; formando así un área de recolección individual. De este modo, tal como se muestra en la figura 7, se obtendrá un área de recolección total formada por ocho hilos a lo largo de la dirección X y ocho hilos a lo largo de la posición Y; las señales que salen de la conexión de los PSPMTs se envían a ocho preamplificadores (5) para la posición X y ocho preamplificadores para la posición Y.

Con referencia a la figura 7a se describe una unidad electrónica (6) simplificada que se usa para obtener la suma de los pulsos que salen de los preamplificadores y la posterior conversión digital de las señales. La electrónica comprende un bloque de amplificadores operacionales (8) y cuatro convertidores (9, 10, 11 y 12) y un bloque (13) para transferir datos hacia una computadora personal (7).

Las figuras 8a y 8b muestran un sistema de ocho preamplificadores (5) para ocho ánodos de hilo para determinar la posición sobre el eje X y la misma cantidad para la posición Y. El sistema electrónico para la lectura de la carga recolectada en los ánodos se lleva a cabo por medio de ocho preamplificadores (5) independientes.

Luego, los pulsos se envían a un bloque de amplificadores operacionales (8) que llevan a cabo operaciones hardware sobre las señales de entrada. Con referencia a la figura 9, se muestra el mecanismo de procesamiento de tales señales: del bloque operacional (8) salen cuatro señales que luego entran en cuatro convertidores analógicos/digitales, de los cuales el convertidor (9) representa el valor de la carga recolectada a lo largo de la posición X, el convertidor (10) representa el centroide para la coordenada X, y el convertidor (11) representa el valor de la carga recolectada a lo largo de la posición Y. Tal solución de cálculo hardware para el centroide de distribución de carga permite minimizar los datos a digitalizar y transmitir a la computadora.

Con referencia a la figura 10, la salida de las señales desde los cuatro convertidores se envía a un sistema de control de adquisición de datos (13), conectado a una computadora personal. El punto crucial para la gestión de los datos es la velocidad de transferencia hacia la computadora que por motivos de reducción de costos se debe realizar usando computadoras, sistemas operativos e interfaces ostándares de bajo costo. Asimismo, durante la adquisición la computadora deberá estar en condiciones de presentar la imagen "casi" en tiempo real. Además de tener la capacidad de determinar la posición del fotón incidente, también deberá poder determinar su energía sumando la señal que sale del convertidor (9) (carga a lo largo de X) y (11) (carga a lo largo de Y), que contiene la información de la carga liberada a la señal de centelleo. De esta manera será posible eliminar todos esos eventos provocados por dispersión de la radiación que se suman en la imagen final del examen realizado.

Con una apropiada ventana de energía, será posible corregir la imagen completa del "fondo", reduciendo el ruido provocado por interacciones simples o múltiples en el tejido corpóreo, de manera tal que la ventana de energía discriminará sólo los fotones de una dada energía característica del trazador utilizado.

Toda la gamma-cámara es revestida, por lo que se refiere al encamisado (3), con material inerte.

Un adecuado software de presentación está en condiciones de brindar la visualización de la información como imágenes de recepción de los trazadores inyectados en el paciente, con la misma representación típica de gamma-cámaras de área grande.

La alta sensibilidad de la gamma-cámara, además, permite usar radiofármacos a diferentes energías y ofrece la posibilidad de marcar anticuerpos específicos para determinados tumores con diferentes radioisótopos, comúnmente usados en medicina nuclear.

En posibles variantes de la invención, la gamma-cámara puede presentar, como cristal de centelleo, una matriz de cristales CsI(TI), donde los cristales individuales tienen una sección de aproximadamente 1 mm x 1 mm y como quiera que sea comprendida entre 0,5 mm x 0,5 mm y 3 mm x 3 mm y donde los cristales individuales están ópticamente separados entre sí, y la zona de separación entre dos cristales tiene un espesor de aproximadamente 0,1 mm y como quiera que sea comprendido en un intervalo que va de 3 micrones a 0,5 mm. Asimismo, también se pueden usar como cristales de centelleo los cristales de NaI(TI), CsI(Na), BGO, LSO, YAP:Ce, etc..

En otra variante, los fotomultiplicadores PSPMT individuales pueden ser reemplazados por otros análogos que tengan un mayor número de dínodos y un número más alto de hilos anódicos para recolección de carga, de manera de reducir el paso de muestreo. Como consecuencia de ello, la electrónica también se modifica por el mismo principio descrito arriba, en proporción a la cantidad de salidas del fotomultiplicador. También se pueden variar las dimensiones del fotomultiplicador en uso, logrando mayores dimensiones pero siempre de manera tal que la relación área muerta/área activa sea menor que 1. El principio de la invención es el de obtener un dispositivo que utilice tubos fotomultiplicadores sensibles a la posición, ensamblados de manera tal de constituir una gamma-cámara de ilimitadas formas y dimensiones y que al mismo tiempo sea suficientemente delgada como para ser considerada plana y que tenga una resolución espacial intrínseca muy alta. En una posible variante de la invención, se puede realizar un conjunto de PSPMTs que sigan un perfil anatómico curvilíneo. En ese caso la conexión de los hilos anódicos cruzados no deberá ser de igual cantidad para el cálculo de la posición X e Y. En este ejemplo el hilo xl del primer PSPMT no está conectado a su análogo del subsiguiente PSPMT sino que está conectado al subsiguiente y así siguiendo. Las señales están desplazadas de un paso anódico y en esta situación el número de hilos X es siete y los hilos para la posición Y son dieciséis, de suerte que el perfil anatómico se puede obtener de acuerdo al tamaño del paso anódico.

Obviamente, por otro lado, los detalles constructivos y las formas de actuación pueden variar ampliamente con respecto a lo que se ha descrito y mostrado a título ejemplificador, sin por ello apartarse del alcance de la presente invención tal como está definido en las reivindicaciones.

Claims (5)

1. Gamma-cámara de centelleo plana que posee una estructura modular con una resolución espacial muy alta y que comprende:

- un colimador (1),

- un cristal de centelleo (2),

- un encamisado (3) y

medios para la recolección de señales ópticas producidas por el cristal de centelleo (2) y amplificadas a señales eléctricas, dichos medios para la recolección de señales ópticas producidas por el cristal de centelleo (2) y amplificadas a señales eléctricas comprendiendo una pluralidad de Tubos FotoMultiplicadores Sensibles a la Posición (PSPMTs) (4) de forma cuadrada dispuestos adyacentes entre sí y formando un único sistema de detección, cada uno de los PSPMTs teniendo una pluralidad de hilos de recolección (Xn, Yn) que forman un ánodo de hilos cruzados, caracterizada por el hecho que los hilos de recolección (Xn, Yn) de cada PSPMT (4) están conectados conductivamente a los hilos de recolección (Xn, Yn) de cada PSPMT (4) adyacente para el cálculo de la posición X e Y; los hilos individuales (Xn, Yn) de un PSPMT (4) estando conectados con los hilos (Xn, Yn) análogos de un PSPMT (4) adyacente; cada uno de dichos PSPMT (4) teniendo un lado mayor que 20 mm y una zona muerta con un PSPMT adyacente con un ancho menor que 8 mm, la relación entre el área muerta y el área activa siendo menor que 1.

2. Gamma-cámara de centelleo plana que tiene una estructura modular con una resolución espacial muy elevada, que comprende:

- un colimador (1),

- un cristal de centelleo (2),

- un encamisado (3) y

medios para la recolección de señales ópticas producidas por el cristal de centelleo (2) y amplificadas a señales eléctricas, dichos medios para la recolección de señales ópticas producidas por el cristal de centelleo (2) y amplificadas a señales eléctricas comprendiendo una pluralidad de Tubos Foto-Multiplicadores Sensibles a la Posición (PSPMTs) (4) de forma cuadrada dispuestos adyacentes entre sí y formando un único sistema de detección, cada PSPMT teniendo una pluralidad de hilos de recolección (Xn, Yn) que forman un ánodo de hilos cruzados, caracterizada por el hecho que los hilos de recolección (Xn, Yn) de cada PSPMT (4) están conectados conductivamente a los hilos de recolección (Xn, Yn) de cada PSPMT (4) adyacente para el cálculo de la posición X e Y; los hilos individuales (Xn, Yn) de un PSPMT (4) estando desplazados de un paso anódico con respecto a los hilos (Xn, Yn) de un PSPMT (4) adyacente; cada uno de dichos PSPMTs (4) teniendo un lado mayor que 20 mm y una zona muerta con un PSPMT adyacente con un ancho menor que 8 mm, la relación entre el área muerta y el área activa siendo menor que 1.

3. Gamma-cámara según las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizada por el hecho que la estructura de conexión de los PSPMTs individuales se logra con una única base de ensamblado de los contactos para constituir un único fotomultiplicador poligonal.

4. Gamma-cámara según las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizada por el hecho que el espesor del dispositivo de detección es menor que 50 mm, incluyendo la electrónica dedicada a suministrar energía a los PSPMTs y a la etapa preamplificadora y por el hecho que las dimensiones del área de detección son ilimitadas, con formas geométricas regulares, tales como cuadrados, rectángulos, hexágonos, etc., o irregulares tales como polígonos.

5. Gamma-cámara según las reivindicaciones 1 ó 2, caracterizada por el hecho que el ánodo de hilos cruzados es único, independientemente de la cantidad de PSPMTs y de donde tiene lugar el cálculo del baricentro de carga con el método de suma ponderada, representado por la fórmula del baricentro, con el método de resistencia ponderada necesaria para recuperar la carga de recolección en la posición de la zona muerta.