ES2603606B1

ES2603606B1 - Celda centelladora

Info

Publication number: ES2603606B1
Application number: ES201531239A
Authority: ES
Inventors: Juan José GOMEZ-CADENAS
Original assignee: Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC; Universitat de Valencia
Current assignee: Consejo Superior de Investigaciones Cientificas CSIC; Universitat de Valencia
Priority date: 2015-08-31
Filing date: 2015-08-31
Publication date: 2018-03-02
Anticipated expiration: 2035-08-31
Also published as: ES2603606A1

Abstract

Celda centelladora.#La presente invención describe una celda centelladora inmersa en un criostato y que comprende una pluralidad de caras que conforman un poliedro hermético, en donde xenón líquido queda confinado y ocupa la totalidad de su interior, al menos dos de las caras del poliedro en su superficie interior comprenden una matriz de fotomultiplicadores de silicio (2) recubierta de tetrafenilo de butadieno (TPB), y en donde el resto de caras del poliedro en su superficie interior comprenden una matriz de fotomultiplicadores de silicio (2) recubierta de tetrafenilo de butadieno, o una lámina de politetrafluoroetileno recubierto de tetrafenilo de butadieno.

Description

CELDA CENTELLADORA

DESCRIPCIÓN

5 OBJETO DE LA INVENCIÓN

El objeto de la presente invención se refiere a un detector de fotones concretamente una celda centelladora susceptible de ser utilizada en un aparato de tomografía por emisiones de positrones (PET).

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ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN

Actualmente son conocidos los aparatos de tomografía por emisiones de positrones. Estos básicamente son un escáner funcional cuya principal aplicación es el modelado 3D 15 del interior del cuerpo de un paciente para el diagnóstico de tumores.

Más concretamente, estos están basados en la detección de fotones de 511 keV mediante un anillo de detectores de fotones que rodean, formando un anillo de detección, la sección del cuerpo del paciente a escanear.

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En este caso, para generar los fotones se requiere del uso de un radiofármaco emisor de positrones tal como la fluorodesoxiglucosa (FDG). Este radiofármaco es inyectado en el paciente antes de ser escaneado y los positrones emitidos por el radiofármaco se frenan en los tejidos circundantes del paciente, aniquilándose con los electrones atómicos de su 25 cuerpo, para dar lugar a dos fotones de 511 keV que se desplazan en direcciones opuestas y que son detectados en dos de los detectores de fotones (típicamente situados uno enfrente del otro) del anillo de detección del aparato PET.

De este modo, detectando los dos fotones se puede conocer las coordenadas de sus 30 puntos de interacción y definir una línea de respuesta (LOR). La intersección de varias LOR permite una reconstrucción 3D de la zona de estudio.

Actualmente, los detectores de fotones utilizados en un aparato PET están basados en cristales centelladores, tales como el NaI, el BGO o el LSO. Cuando un fotón de alta

energía, en este caso 511 keV, interacciona en el cristal centellador produce varios miles de fotones ópticos con una longitud de onda en la zona del azul, es decir con una longitud de onda del orden de los 420 nm. Estos miles de fotones ópticos se propagan por reflexión interna hasta la parte posterior del cristal donde son detectados por 5 fotomultiplicadores que amplifican la señal óptica, convirtiéndola en una señal eléctrica proporcional a la energía inicial del fotón. Dichos fotomultiplicadores pueden ser del tipo convencional, basados en tubos de vacío (PMTs), o bien pueden ser fotomultiplicadores de silicio (SiPMs).

10 Los tubos de vacío ofrecen, a temperatura ambiente, mejor resolución en energía que los fotomultiplicadores de silicio, cuya resolución viene afectada por la llamada corriente oscura, proporcional a la superficie del detector y a la temperatura de operación.

Sin embargo, el tamaño de los tubos de vacío es mucho mayor que el de los 15 fotomultiplicadores de silicio lo que se traduce en menor resolución espacial.

Actualmente, se conoce el uso del xenón líquido (LXe) en detectores de fotones para aplicación PET. El xenón líquido, es decir cuando el xenón se encuentra a una temperatura de 165 K y 1 bar de presión, tiene una densidad alta y una longitud de 20 atenuación adecuada para su uso en detectores de fotones.

Más concretamente, el xenón líquido responde a la radiación ionizante dando señales de ionización y de centelleo. La señal de ionización se debe a los electrones arrancados de los átomos del gas noble por la radiación del fotón entrante y la señal de centelleo es 25 debida a la desexcitación de los átomos del gas noble.

A pesar de esto no existe en la actualidad ningún detector de fotones basado en el xenón líquido que cumpla con los requerimientos técnicos de los aparatos PET a nivel médico. Esto es debido a que actualmente estos detectores de fotones presentan limitaciones 30 técnicas que han hecho inviable su aplicación industrial.

Un ejemplo de limitación técnica son los dispositivos que detectan los fotones mediante la lectura de la ionización del xenón líquido. Esto es debido a que la velocidad de deriva de los electrones de ionización es lenta, habitualmente esta es superior a los 10 ^s. Sin

embargo, los aparatos PET deben operar a alta velocidad para minimizar la dosis de radiofármacos que el paciente recibe. Los tiempos de respuesta aceptables son del orden de 100 ns, es decir cien veces más rápidos que la velocidad de deriva de los electrones de ionización. Esta limitación hace los sistemas basados en la lectura de la 5 ionización esencialmente inviables para aplicaciones prácticas.

También se conocen prototipos de celda centelladora basados en la detección de la señal de centelleo. Dichos prototipos constan de una celda con cinco de sus seis caras cubiertas por tubos de vacío sensibles a la luz VUV. Mientras que su cara no cubierta, 10 por donde entran los fotones, está abierta. La resolución energética de dicho prototipo es baja con respecto al uso de cristales, debido al hecho de que la celda no es totalmente hermética y a la baja eficiencia a la luz VUV de los tubos de vacío.

Otro problema que presentan estos prototipos de celda centelladora es su resolución 15 espacial. Esto es debido al gran tamaño de los tubos de vacío, con respecto a las dimensiones de la celda centelladora, lo que hace que la detección no sea homogénea, es decir que la respuesta varía en función de la posición del tubo de vacío en el interior de la celda.

20 DESCRIPCIÓN DE LA INVENCIÓN

La presente invención describe un detector de fotones susceptible de ser utilizado en un aparato de tomografía por emisiones de positrones con capacidad de tiempo de vuelo.

25 Más concretamente, esta celda centelladora está inmersa en un criostato y comprende una pluralidad de caras que conforman un poliedro hermético, en donde el xenón líquido queda confinado y ocupa la totalidad de su interior, al menos dos de las caras del poliedro en su superficie interior comprenden una matriz de fotomultiplicadores de silicio recubierta de tetrafenilo de butadieno (TPB), y en donde el resto de caras del poliedro en 30 su superficie interior comprenden una matriz de fotomultiplicadores de silicio recubierta de tetrafenilo de butadieno, o una lámina de politetrafluoroetileno recubierto de tetrafenilo de butadieno.

Mediante el recubrimiento de politetrafluoroetileno desplazada a una longitud de onda de

420 nm la luz ultravioleta emitida por el xenón líquido (habitualmente de 172nm), y debido a que el tetrafenilo de butadieno no absorbe luz azul por encima de 400nm, se incrementa ampliamente la detección de fotones de la celda centelladora.

5 Gracias a esta configuración esta celda centelladora presenta una alta eficiencia de detección de fotones incluso cuando únicamente dos de sus superficies interiores presentan la matriz de fotomultiplicador de silicio.

Más concretamente, debido a que la celda centelladora forma un poliedro hermético 10 donde todas sus caras interiores son reflectantes, o bien están cubiertas por una matriz de fotomultiplicadores de silicio detecta los fotones de forma homogénea.

Otra ventaja de esta invención es que los fotones de 511 keV interaccionan con el xenón liquido de la celda centelladora produciendo un número muy alto de fotones en la región 15 del ultravioleta (VUV), con longitudes de onda alrededor de los 170 nm. Gracias a esta configuración un fotón de 511 keV produce cerca de 37,000 fotones VUV, comparado por ejemplo con los 14,819 producidos en un detector convencional de LSO, y presenta un rapidísimo tiempo de respuesta de 2.2 ns.

20 La gran cantidad de luz producida en el xenón líquido y el hecho de que la celda es hermética y homogénea, permite una resolución en energía superior a la de los cristales centelleadores convencionales. El rápido tiempo de respuesta del xenón líquido y la rápida respuesta de los fotomultiplicadores de silicio permiten resoluciones de vuelo intrínsecas en el rango de los 100 a 200 ns. Por tanto, la presente invención permite 25 mejorar tanto la resolución en energía como la resolución en tiempo de vuelo en comparación los de los sistemas del estado de la técnica.

Adicionalmente, la presente invención no se ve afectada por el efecto de corriente oscura debido a que esta disminuye con la temperatura y al utilizar xenón líquido que se 30 encuentra a unos -130°C, la corriente oscura presenta unos valores despreciables. Por tanto, la presente invención maximiza la resolución, mejorando la elevada producción intrínseca de luz del xenón líquido, y reduciendo el bajo ruido de los fotomultiplicadores de silicio.

Otra ventaja de esta invención es el uso de un fotomultiplicador de silicio, ya que estos presentan una gran superficie de detección de fotones, una ganancia alta, una corriente oscura pequeña y un ruido muy bajo. Además su pequeño tamaño permite buena resolución espacial y garantiza homogeneidad de respuesta. Adicionalmente, el 5 fotomultiplicador de silicio puede operar a la temperatura del xenón líquido mejorando el rendimiento de la presente invención con respecto al estado de la técnica.

A diferencia de algunos prototipos indicados en el estado de la técnica, la presente invención, debido a su forma poliédrica, puede conformar mediante la unión de una 10 pluralidad de celdas un anillo de detección utilizable en un aparato PET.

De forma resumida las ventajas de la presente invención con respecto el estado de la técnica son: a) excelente resolución en la medida de la energía de los fotones de 511 keV susceptible de ser utiliza en un aparato PET); b) excelente resolución temporal en la 15 medida del tiempo de llegada de dichos fotones, lo que permite una mejora de la técnica del aparato PET, denominada PET-TOF (tiempo de vuelo); c) buena resolución espacial en las tres coordenadas que define la interacción de los fotones en la celda centelladora. Además, esta celda centelladora puede usarse como elemento constitutivo de sistemas PET compatibles con resonancia magnética nuclear, debido a que ninguno de sus 20 componentes se ve afectado por los intensos campos magnéticos asociados a esta técnica.

DESCRIPCIÓN DE LOS DIBUJOS

25 Para complementar la descripción que se está realizando y con objeto de ayudar a una mejor comprensión de las características de la invención, de acuerdo con un ejemplo preferente de realización práctica de la misma, se acompaña como parte integrante de dicha descripción, un juego de dibujos en donde con carácter ilustrativo y no limitativo, se ha representado lo siguiente:

Figura 1.- Muestra una vista esquemática de una configuración preferente de la celda centelladora.

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REALIZACIÓN PREFERENTE DE LA INVENCIÓN

En una realización preferente de la invención, tal y como se muestra en la figura 1, la celda centelladora comprende seis caras que conforman un cubo (1) inmerso en un criostato (no representado).

Más concretamente, la superficie interior de estas caras del cubo (1) confina, de forma hermética, xenón líquido que ocupa la totalidad del interior de la celda centelladora y reacciona generando una luz de centello al entrar en contacto con un fotón.

Adicionalmente, dos de las caras de dicho cubo (1) en su superficie interior comprenden una matriz de fotomultiplicadores de silicio (2).

Estas dos caras del cubo (1) con la matriz de fotomultiplicadores de silicio (2) se enfocan en un aparato PET de modo que una de las caras resulta la cara de entrada y la opuesta la cara de salida del fotón de 511keV.

El resto de caras están cubiertas por politetrafluoroetileno recubierto de tetrafenilo de butadieno. Preferente, este politetrafluoroetileno consiste en una lámina de politetrafluoroetileno reflectante de alta densidad de dimensiones idénticas a las de la cara que cubre.

Más concretamente, y de forma no limitativa el cubo (1) presenta una dimensiones de 5x5x5cm3, mediante esta configuración más del 80% de los fotones de 511keV, recibidos por la cara de entrada del cubo (1), interaccionan con el xenón liquido contendido en el interior de dicho cubo (1).

En cuanto a la matriz de fotomultiplicadores de silicio (2), ésta comprende preferentemente una matriz de 8x8 fotomultiplicadores de silicio funcionando en modo "geiger”, en donde cada fotomultiplicador de silicio presenta una dimensión preferentemente de 6x6mm2, donde se confinan al menos 1000 fotodiodos de tamaño microscópico.

Más concretamente, mediante esta realización preferente se han obtenido los siguientes resultados utilizando simulación Monte Carlo.

Resolución en energía a 511 keV de 5 % (FWHM), a comparar con 10-20 % FWHM 5 típico de los sistemas convencionales y con 16-20 % FWHM obtenida por prototipos anteriores basados en la lectura de la señal de centelleo del LXe.

Resolución espacial de 2 mm FWHM en las coordenadas transversales (x,y) en todo el volumen de la celda, comparables a las resoluciones obtenidas por sistemas 10 convencionales actuales y superior a la de prototipos anteriores basados en la lectura de la señal de centelleo del LXe, que sólo obtienen buena resolución en la parte central de la celda debido a la falta de homogeneidad del sistema.

Resolución espacial de 1.5 mm FWHM and la coordenada longitudinal (z). Dicha 15 coordenada no puede ser medida por los sistemas PET convencionales y su medida reduce el llamado error de paralaje, suponiendo por tanto una importante mejora.

Resolución temporal (CRT de sus siglas en inglés) de 200 ps en toda la celda, muy superior a la de sistemas PET convencionales, que presentan una resolución de 400-600 20 ps y superior a la de prototipos anteriores basados en la lectura de la señal de centelleo del LXe, que sólo obtienen buena CRT en la parte central de la celda debido a la falta de homogeneidad del sistema.

Claims

ES 2 603 606 A1

R E I V I N D I C A C I O N E S

1. - Celda centelladora rellena de xenón líquido susceptible de ser utilizada en un aparato 5 de tomografía por emisiones de positrones (PET) caracterizada porque:

- la celda está inmersa en un criostato y comprende una pluralidad de caras que conforman un poliedro hermético, en donde xenón líquido queda confinado y ocupa la totalidad de su interior,

- al menos dos de las caras del poliedro en su superficie interior comprenden una

10 matriz de fotomultiplicadores de silicio (SiPM) (2) recubierta de tetrafenilo de

butadieno (TPB), y

- en donde el resto de caras del poliedro en su superficie interior comprenden una matriz de fotomultiplicadores de silicio (2) recubierta de tetrafenilo de butadieno, o una lámina de politetrafluoroetileno recubierto de tetrafenilo de butadieno.

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2. - Celda centelladora según la reivindicación 1, caracterizada porque el poliedro es un cubo (1).
3. - Celda centelladora según la reivindicación 2, caracterizada porque el cubo (1) 20 presenta una dimensiones de 5x5x5cm.
4. - Celda centelladora según la reivindicación 1, caracterizada porque la superficie interior de todas las caras del poliedro comprende una matriz de fotomultiplicadores de silicio (2).

25 5.- Celda centelladora según la reivindicación 1o 4, caracterizada porque la matriz de

fotomultiplicador de silicio (2) comprende 8x8 fotomultiplicadores de silicio.
6. - Celda centelladora según la reivindicación 5, caracterizada porque cada

fotomultiplicador de silicio presenta una dimensión preferentemente de 6x6mm.

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7. - Celda centelladora según la reivindicación 6, caracterizada porque cada

fotomultiplicador de silicio comprende una matriz de al menos 1000 fotodiodos de silicio.