PT104328A

PT104328A - HIGH RESOLUTION RANGE CAMERA

Info

Publication number: PT104328A
Application number: PT10432809A
Authority: PT
Inventors: Antenio Jorge Vaz Duarte Soares; Ian Derek Cullum
Original assignee: Antenio Jorge Vaz Duarte Soares; Ian Derek Cullum
Priority date: 2009-01-08
Filing date: 2009-01-08
Publication date: 2010-07-08
Also published as: WO2010080046A2; WO2010080046A3

Abstract

O PRESENTE INVENTO REFERE-SE A UMA NOVA CâMARA GAMA PARA APLICAÃŽES DE IMAGIOLOGIA COM RADIAÃ†O GAMA, POR EXEMPLO PARA MEDICINA NUCLEAR. A NOVA CâMARA GAMA COMPREENDE UMA PLACA DE CRISTAL CINTILADOR INORGâNICO (2), CUJAS SUPERF�CIES MAIORES S†O REVESTIDAS POR FIBRAS ËPTICAS DE CONVERS†O DE COMPRIMENTO DE ONDA ( WAVELENGTH SHIFTING FIBRES ) (1). A INTERACÃ†O DE UM RAIO GAMA COM O CINTILADOR LEVA ‚ PRODUÃ†O DE UM IMPULSO DE CINTILAÃ†O ESPACIALMENTE LOCALIZADO. AS FIBRAS ABSORVEM A LUZ DA CINTILAÃ†O E REEMITEM ISOTROPICAMENTE FOTŽES COM UM ESPECTRO DE EMISS†O DISTINTO DO DE ABSORÃ†O. UMA PERCENTAGEM DOS FOTŽES REEMITIDOS é ENCAMINHADA AO LONGO DO EIXO DA FIBRA ËPTICA SENDO DETECTADOS POR FOTOMULTIPLICADORES DE SIL�CIO (SI-PMT) OPTICAMENTE ACOPLADOS ‚S EXTREMIDADES DAS FIBRAS (3). OS SINAIS DOS SI-PMT, DEPOIS DE AMPLIFICADOS ELECTRONICAMENTE E DIGITALIZADOS, PERMITEM O CáLCULO DO CENTRO DE GRAVIDADE DO SINAL DE LUZ, E CONSEQUENTEMENTE ESTIMAR A POSIÃ†O DE INTERACÃ†O DOS RAIOS GAMA COM O CRISTAL. O INVENTO é APLICáVEL EM IMAGIOLOGIA PARA MEDICINA NUCLEAR E APLICAÃŽES INDUSTRIAIS DE MAPEAMENTO ESPACIAL DE RADIAÃ†O GAMA.The present invention is directed to a new gamma camera for applications of IMAGIOLOGY with RADIATION RANGE, FOR EXAMPLE FOR NUCLEAR MEDICINE. THE NEW RANGE CAMERA UNDERSTANDS AN INORGANIC FIBER CRYSTAL PLATE (2), WHICH MAJOR SURFACES ARE COVERED BY WAVELENGTH SHIFTING FIBER (1) CONVERSION FIBERS. INTERACTION OF A RANGE RANGE WITH THE CINTILATOR LEAVES, PRODUCTION OF A SPACIOUS LOCATION. FIBERS ABSORB THE LIGHT OF THE FIBER AND REPLACE ISOTROPICALLY FOTS WITH AN EMISSION SPECTRUM OTHER THAN ABSORPTION. A PERCENTAGE OF THE REPLACED PHOTOS IS FORWARDED ALONG THE AXIS OF THE FIBER OPTICS BEING DETECTED BY SILICON PHOTOMULTIPLICATORS (SI-PMT) OPTICALLY COUPLED, S FIBER EXTREMITIES (3). THE SI-PMT SIGNS, AFTER ELECTRONICALLY AND DIGITIZED AMPLIFIERS, ALLOW THE CALCULATION OF THE LIGHT SIGNAL GRAVITY CENTER, AND THEREFORE ESTIMATE THE GAMA RAY INTERACTION POSITION WITH THE CRYSTAL. THE INVENTION IS APPLICABLE IN IMAGIOLOGY FOR NUCLEAR MEDICINE AND INDUSTRIAL APPLICATIONS OF RADIATION SPACE MAPPING.

Description

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DESCRIÇÃO "CÂMARA GAMA DE ALTA RESOLUÇÃO "DESCRIPTION " HIGH RESOLUTION RANGE CAMERA "

Dominio Técnico 0 presente invento é um dispositivo de instrumentação para mapeamento de radiação gama, concretamente para o desenvolvimento de câmaras gama de alta resolução para Medicina Nuclear ou aplicações industriais.Technical Field The present invention is an instrumentation for mapping gamma radiation, specifically for the development of high resolution gamma cameras for Nuclear Medicine or industrial applications.

Estado da técnica e formulação do problema A imagiologia para Medicina Nuclear divide-se em duas áreas distintas - a imagiologia de emissão fotão único ("Single Photon Emission Imaging" - SPE) e a Tomografia de Emissão de Positrões, PET. A imagiologia SPE é realizada a energias gama inferiores e utiliza a câmara gama como instrumento de detecção. 0 PET é realizado com marcadores radioactivos de maior energia e com câmaras PET. A câmara gama para Medicina Nuclear foi inventada em 1958 por H. 0. Anger (U.S. Patent 3011057). É o instrumento de imagiologia mais utilizado em Medicina Nuclear para a obtenção de imagens bidimensionais de distribuições de radiação gama previamente injectada nos pacientes.State of the art and formulation of the problem Imaging for Nuclear Medicine is divided into two distinct areas - Single Photon Emission Imaging (SPE) imaging and Positron Emission Tomography (PET). SPE imaging is performed at lower gamma energies and utilizes the gamma camera as a detection instrument. PET is performed with higher energy radioactive markers and with PET chambers. The gamma chamber for Nuclear Medicine was invented in 1958 by H. Anger (U.S. Patent 3011057). It is the most used imaging instrument in Nuclear Medicine to obtain two-dimensional images of distributions of gamma radiation previously injected into patients.

Em termos gerais, o desenho inicial de Anger mantém-se até aos dias de hoje na construção das câmaras 2/15 gama comerciais. O seu desempenho tem vindo a ser melhorado permitindo hoje uma resolução espacial intrínseca na ordem dos 3mm. Estas optimizações têm sido pontuais e com relativamente pouco impacto na resolução final câmara.In general terms, Anger's initial design remains to this day in the construction of the 2/15 commercial range cameras. Its performance has been improved allowing today an intrinsic spatial resolution of the order of 3mm. These optimizations have been punctual and with relatively little impact on the final resolution camera.

De um modo simplificado, uma câmara gama consiste num cristal cintilador inorgânico que absorve a radiação gama convertendo-a em impulsos de cintilação. Os impulsos de cintilação relevantes para obtenção de imagens correspondem a interacções de radiação gama localizadas no cristal, nomeadamente através do efeito fotoeléctrico, com a criação de um fotoelectrão. 0 decaimento deste fotoelectrão para o nível de energia de repouso é efectuado através de uma série de interacções no cintilador levando à geração de luz de cintilação cujas características são definidas pela estrutura e composição do cristal cintilador e também pelos dopantes utilizados para controlo das características de cintilação. Estes impulsos de cintilação são detectados por uma matriz de sensores de luz, fotomultiplicadores (PMTs). Os PMTs convertem em primeiro lugar a luz de cintilação num impulso de electrões primários, que posteriormente amplificam de modo a obter sinais de maior intensidade, que são processados por sistemas electrónicos de amplificação e digitalização. 0 espalhamento da luz por vários fotomultiplicadores permite calcular o centróide de intensidade de cintilação, o que permite estimar a posição de interacção do raio gama no cristal cintilador. A resolução espacial 3/15 intrínseca deste tipo de sistema é definida pela capacidade do sistema de distinguir duas fontes pontuais de radiação gama incidindo no cristal em dois pontos distintos. Esta resolução espacial é determinada em primeiro grau por dois factores: é inversamente proporcional ao grau de espalhamento da luz de cintilação produzida, e directamente proporcional à raiz quadrada do número de electrões primários produzidos pelo fotomultiplicador. 0 espalhamento de luz é necessário de modo a englobar 3 a 5 fotomultiplicadores e tornar possivel o cálculo do centróide de intensidade de cintilação. Dada a dimensão dos fotomultiplicadores utilizados nas câmaras gama, com diâmetros entre 3 e 5 cm, este espalhamento terá de ser superior a 9 cm (definida como a largura a meia altura da intensidade de luz numa determinada direcção). Numa primeira análise, o nível de espalhamento da luz é ditada pela espessura do cristal cintilador. Esta espessura está directamente ligada à eficiência de absorção de raios gama. É importante manter um elevado nível de eficiência de absorção de modo a reduzir tanto quanto possível a dose de radiação injectada no paciente necessária à obtenção de imagens com qualidade estatisticamente relevante. Para os cristais cintiladores normalmente utilizados (Nal(Tl) Iodeto de Sódio, com dopagem de Telúrio) a espessura necessária para níveis de absorção superior a 90% é de cerca de 1 cm. Este baixo valor não permite a dispersão de luz adequada e é prática comum a introdução de guias de luz entre o cristal cintilador e a matriz de fotomultipli- 4/15 cadores. A utilização de fotomultiplicadores de menores dimensões, e consequente redução da espessura dos guias de luz utilizados de modo a reduzir o espalhamento de luz não é uma solução economicamente viável, visto aumentar significativamente o número de fotomultiplicadores necessários, com a agravante de o custo por fotomultiplicador aumentar também consideravelmente.In a simplified way, a gamma chamber consists of an inorganic scintillating crystal which absorbs gamma radiation by converting it into scintillation pulses. The relevant scintillation pulses for imaging correspond to interactions of gamma radiation located in the crystal, namely through the photoelectric effect, with the creation of a photoelectron. The decay of this photoelectron to the resting energy level is effected through a series of interactions in the scintillator leading to the generation of scintillation light whose characteristics are defined by the structure and composition of the scintillating crystal and also by the dopants used to control the scintillation characteristics . These scintillation pulses are detected by an array of light sensors, photomultipliers (PMTs). PMTs first convert scintillation light into a primary electron pulse, which is then amplified to obtain higher intensity signals which are processed by electronic amplification and scanning systems. The scattering of light by several photomultipliers allows the calculation of the scintillation intensity centroid, which allows to estimate the gamma ray interaction position in the scintillator crystal. The intrinsic spatial resolution of this type of system is defined by the ability of the system to distinguish two point sources of gamma radiation by focusing on the crystal at two distinct points. This spatial resolution is determined first by two factors: it is inversely proportional to the scattering degree of the scintillation light produced, and directly proportional to the square root of the number of primary electrons produced by the photomultiplier. Light scattering is required to encompass 3 to 5 photomultipliers and make calculating the scintillation intensity centroid possible. Due to the size of the photomultipliers used in gamma cameras with diameters between 3 and 5 cm, this scattering must be greater than 9 cm (defined as the width at half height of the light intensity in a given direction). In a first analysis, the scattering level of light is dictated by the thickness of the scintillating crystal. This thickness is directly linked to the absorption efficiency of gamma rays. It is important to maintain a high level of absorption efficiency in order to reduce as much as possible the dose of radiation injected into the patient needed to obtain images with statistically relevant quality. For the normally used scintillation crystals (Nal (Tl) Sodium Iodide, with telluride doping) the required thickness for absorption levels of greater than 90% is about 1 cm. This low value does not allow adequate light scattering and it is common practice to introduce light guides between the scintillator crystal and the photomultiplier array. The use of smaller photomultipliers and consequently reducing the thickness of the light guides used in order to reduce light scattering is not an economically feasible solution since it significantly increases the number of photomultipliers required with the cost of photomultiplier also increase considerably.

Quanto ao número de fotoelectrões primários produzidos pelo fotomultiplicador, este depende de três factores principais: 1. a energia da radiação gama - depende do radio-fármaco utilizado como marcador para o diagnóstico particular que se deseja realizar. A grande maioria dos radio-fármacos utilizados utiliza o Tc99m que emite radiação gama com 140KeV de energia. 2. a eficiência intrínseca de conversão do cristal cintilador, que determina o número de fotões de luz gerados pela interacção de um raio gama de determinada energia. Esta é característica intrínseca do cristal cintilador. 3. a "eficiência quântica" do fotomultiplicador, definida como a probabilidade de criação de um fotoelectrão primário por um fotomultiplicador por cada fotão de luz incidente.As for the number of primary photoelectrons produced by the photomultiplier, it depends on three main factors: 1. the energy of gamma radiation - depends on the radio-drug used as a marker for the particular diagnosis that one wishes to perform. The vast majority of the radiopharmaceuticals used use the Tc99m which emits gamma radiation with 140KeV of energy. 2. the intrinsic conversion efficiency of the scintillator crystal, which determines the number of photons of light generated by the interaction of a gamma ray of determined energy. This is intrinsic characteristic of scintillating crystal. 3. a " quantum efficiency " of the photomultiplier, defined as the probability of creating a primary photoelectron by one photomultiplier per photon of incident light.

Estes dois últimos factores têm vindo a ser optimizados nos últimos 50 anos mas com resultados marginais na resolução espacial da câmara gama. 5/15These last two factors have been optimized over the last 50 years but with marginal results in the spatial resolution of the gamma camera. 5/15

Por outro lado, esta geometria cria uma "espaço morto" na periferia do campo de visão da câmara dado que o cálculo correcto do centróide necessita da inclusão de fotomultiplicadores em todo o redor do ponto de interacção no cristal cintilador. São assim necessárias soluções novas que permitam melhorar a resolução espacial das câmaras de acordo com os requisitos clínicos e com um reduzido custo de produção.On the other hand, this geometry creates a " dead space " in the periphery of the field of view of the chamber since the correct calculation of the centroid necessitates the inclusion of photomultipliers all around the point of interaction in the scintillating crystal. New solutions are therefore needed to improve the spatial resolution of the chambers in accordance with clinical requirements and with a reduced cost of production.

Uma das soluções alternativas para o desenho de uma Câmara Gama é a detecção dos sinais luminosos dos cristais cintiladores através de fibras ópticas de conversão de comprimento de onda. Neste caso reduz-se significativamente o espalhamento de luz já que as fibras estão directamente em contacto com as superfícies dos cristais cintiladores. Dado a pequena dimensão destas fibras (lmm de diâmetro) não é necessário espalhamento adicional além do que advém da própria espessura do cristal cintilador.One of the alternative solutions for the design of a Gamma Camera is the detection of the luminous signals of the scintillating crystals through optical fibers of conversion of wavelength. In this case the scattering of light is significantly reduced as the fibers are directly in contact with the surfaces of the scintillation crystals. Given the small size of these fibers (1mm in diameter) no further scattering is required beyond what comes from the very thickness of the scintillating crystal.

Um conceito semelhante foi descrito por W. Worstell em 1994 (U.S. Patent 5600144). Um cristal cintilador numa configuração geométrica semelhante à de uma câmara gama é revestido nas suas superfícies de maior dimensão por camada de fibras ópticas de conversão de comprimento de onda. Numa possível configuração, a face superior do cristal é revestida por fibras orientadas 6/15 segundo uma direcção, e a face inferior revestida por fibras orientadas numa direcção ortogonal às primeiras (Figura 1). A interacção de um fotão gama no cristal cintilador leva à criação de um impulso isotrópico de cintilação. Tipicamente, esta cintilação ocorre numa gama estreita de comprimentos de onda de acordo com as caracteristicas do cristal. Uma fracção destes fotões de cintilação incide nas fibras ópticas acopladas às faces superiores e inferiores. Dependendo dos índices de refracção do cristal, das fibras e do acoplamento óptico entre estes, uma fracção destes fotões entrará na fibra óptica. As fibras ópticas deverão ter um espectro de absorção coincidente com o espectro de emissão de cintilação do cristal, bem como uma elevada eficiência de absorção para esta gama de comprimentos de onda. Assim, estes fotões que entram na fibra óptica são convertidos pelas fibras em cintilação de maior comprimento de onda e reemitidos isotropicamente dentro das fibras. Os fotões que forem reemitidos ao longo do eixo da fibra, ou com pequena dispersão angular em torno deste, serão opticamente conduzidos através da fibra até uma das suas extremidades, de acordo com as caracteristicas ópticas de refracção da própria fibra óptica. 0 número de fotões capturado e reencaminhado para a extremidade de cada fibra óptica depende de vários coeficientes: 1. número de fotões primários produzidos no cristal cintilador na conversão dos raios gama em cintilação; 7/15 2. número de fotões primários incidentes na fibra óptica; 3. número de fotões primários que entram na fibra óptica; 4. coeficiente de absorção da fibra para os fotões primários (função do comprimento de onda dos fotões); 5. coeficiente de re-emissão da fibra; 6. abertura numérica da fibra óptica (depende dos coeficientes de refracção dos componentes da fibra óptica e das suas camadas de revestimento); 7. coeficiente de reabsorção dos fotões reemitidos (em função do comprimento de onda dos fotões e do comprimento da fibra óptica).A similar concept has been described by W. Worstell in 1994 (U.S. Patent 5,600,144). A scintillator crystal in a geometric configuration similar to that of a gamma chamber is coated on its larger surfaces per layer of optical wavelength conversion fibers. In one possible configuration, the top face of the crystal is coated by oriented fibers 6/15 in one direction, and the underside is coated by fibers oriented in a direction orthogonal to the first (Figure 1). The interaction of a gamma photon in the scintillating crystal leads to the creation of an isotropic scintillation pulse. Typically, this scintillation occurs in a narrow range of wavelengths according to the characteristics of the crystal. A fraction of these scintillation photons are incident on the optical fibers coupled to the upper and lower faces. Depending on the refractive indexes of the crystal, the fibers and the optical coupling between them, a fraction of these photons will enter the optical fiber. The optical fibers should have an absorption spectrum coincident with the scintillation emission spectrum of the crystal as well as a high absorption efficiency for this range of wavelengths. Thus, these photons entering the optical fiber are converted by the fibers at higher wavelength scintillation and re-emitted isotropically within the fibers. Photons that are re-emitted along the axis of the fiber, or with small angular dispersion around it, will be optically driven through the fiber to one of its ends, in accordance with the optical refraction characteristics of the optical fiber itself. The number of photons captured and forwarded to the end of each optical fiber depends on several coefficients: 1. number of primary photons produced in the scintillator crystal in the conversion of gamma rays into scintillation; 7/15 2. number of primary photons incident on the optical fiber; 3. number of primary photons entering the optical fiber; 4. fiber absorption coefficient for the primary photons (photon wavelength function); 5. fiber re-emission coefficient; 6. numerical aperture of the optical fiber (depends on the refractive coefficients of the optical fiber components and their coating layers); 7. re-absorption coefficient of the re-emitted photons (as a function of the wavelength of the photons and the length of the optical fiber).

Dadas as diversas perdas impostas pelos coeficientes acima mencionados, o número máximo de fotões detectados nas extremidades de uma fibra por cada interacção de fotões gama é uma percentagem muito reduzida do número de fotões de cintilação primária, rondando os 0.2% a 0.5% com os cintiladores e fibras disponíveis e adequados para a radiação utilizada na Medicina Nuclear. Estudos revelaram (A.J. Soares et al, IEEE Trans. Nucl. Sei., 46(3), pp. 572-582, 1999) que com os cintiladores mais apropriados para a detecção de radiação de 140KeV (Tc99m) - Nal(Tl) e CsI(Na) - acoplados a fibras ópticas de conversão de comprimento de onde de azul para verde (por exemplo, a Bicron BCF-91A, comercializada pela Saint-Gobain Crystals, e a Yll pela Kuraray Corp., Japão) seriam recolhidos um máximo de 10 fotões numa só fibra por cada interacção de um fotão gama. 8/15Given the various losses imposed by the above-mentioned coefficients, the maximum number of photons detected at the ends of one fiber per each gamma photon interaction is a very small percentage of the number of primary scintillation photons, ranging from 0.2% to 0.5% with the scintillators and fibers available and suitable for the radiation used in Nuclear Medicine. Studies have shown (AJ Soares et al, IEEE Trans. Nucl., 46 (3), pp. 572-582, 1999) that with the most suitable scintillators for detection of 140KeV (Tc99m) - Nal (Tl) and CsI (Na) coupled to blue-to-green conversion length optical fibers (for example, Bicron BCF-91A, available from Saint-Gobain Crystals, and Yll from Kuraray Corp., Japan) would be collected maximum of 10 photons in a single fiber for each interaction of a gamma photon. 8/15

Estes fotões deverão ser detectados por foto-sensores adequados, tipicamente fotomultiplicadores ou fotodiodos de Silício (como por exemplo APDs). A eficiência de detecção dos fotões de cintilação por estes foto-sensores, a chamada eficiência quântica do sensor, introduz mais um factor limitativo à capacidade de detecção. A eficiência quântica dos PMTs para a região de emissão destas fibras é inferior a 15% pelo que são gerados em média cerca de 1,5 fotoelectrões primários no melhor dos casos, isto é, na fibra que capta o maior sinal de luz. Os APDs (Avalanche Photo-Diode) não têm também as características necessárias para detecção de baixas intensidades de luz. Apesar da maior eficiência quântica do Silício, que poderá atingir os 70% na prática para a região da luz verde, os APDs geram um ruído de fundo demasiado elevado à temperatura ambiente para eficiente detecção e contagem de poucos fotoelectrões.These photons should be detected by suitable photo-sensors, typically photomultipliers or silicon photodiodes (such as APDs). The efficiency of detection of scintillation photons by these photo sensors, the so-called quantum efficiency of the sensor, introduces yet another limiting factor to the detection capability. The quantum efficiency of the PMTs for the emission region of these fibers is less than 15%, so that an average of about 1.5 primary photoelectrons are generated in the best case, that is, in the fiber that captures the largest light signal. APDs (Avalanche Photo-Diode) do not also have the necessary characteristics for detecting low light intensities. Despite the higher quantum efficiency of silicon, which may reach 70% in practice for the green light region, APDs generate too much background noise at room temperature for efficient detection and counting of few photoelectrons.

Assim, no que toca à Medicina Nuclear, esta técnica não tem aplicação em "Single Photon Electron Imaging", podendo ser aplicada somente em PET (US Patent 7115875), onde a energia da radiação gama é de 511KeV. É também utilizada em instalações experimentais de Física de Altas Energias.Thus, with regard to Nuclear Medicine, this technique has no application in " Single Photon Electron Imaging ", and can only be applied in PET (US Patent 7115875), where the gamma radiation energy is 511KeV. It is also used in Experimental installations of High Energy Physics.

Deste modo não era possível até ao presente aplicar esta tecnologia para o desenvolvimento de Câmaras Gama. Para a energia de raios gama de referência em Medicina Nuclear - 140KeV - o número de fotões gerado não 9/15 é suficiente para uma eficiente detecção com fotomultipli-cadores tradicionais, nem com fotodiodos de Silício tradicionais.In this way it was not possible to the present to apply this technology for the development of Gamma Cameras. For reference gamma ray energy in Nuclear Medicine - 140KeV - the number of photons generated not 9/15 is sufficient for efficient detection with traditional photomultipliers, nor with traditional silicon photodiodes.

Exposição da invenção A recente invenção e desenvolvimento de foto-multiplicadores de Silício (Si-PMT, P. Buzhan et al., Nucl. Instrum. Methods A502, 48 (2003) ) veio alterar radicalmente esta situação. Estes dispositivos aliam a elevada eficiência quântica de conversão de fotões em fotoelectrões primários, característica do Silício, à elevada amplificação do sinal electrónico característica dos fotomultiplicadores, permitindo assim uma dramática melhoria na eficiência de detecção de fotões. A presente invenção propõem assim o desenvolvimento de uma Câmara Gama de elevada resolução baseada na técnica de imagiologia de radiação gama acima descrita, isto é, com conversores de radiação gama em luz de cintilação (ou cíntiladores) directamente acoplados a fibras ópticas de conversão de comprimento de onda, com a leitura dos sinais de luz captados pelas fibras através de fotomultiplicadores de Silício. A leitura do sinal de energia será feita por fotomultiplicadores que recolhem a luz não absorvida pelas fibras ópticas. A Câmara Gama baseada neste conceito terá uma resolução espacial significativamente melhor que as Câmaras Gamas actuais, sobretudo pela redução do espalhamento de 10/15 luz - os sensores posição neste caso serão as fibras, com lmm de diâmetro, comparado com a matriz de fotomultipli-cadores presentemente utilizada nas Câmaras Gama (diâmetros entre 3 e 5 cm). Permite também a construção de uma câmara com um reduzido "espaço morto" na periferia do campo de visão da câmara, factor muito relevante para o desenvolvimento de câmaras gama compactas. Esta redução do "espaço morto" é particularmente importante em Medicina Nuclear ao permitir a obtenção de imagens em projecções favoráveis através de um posicionamento mais flexível da câmara em torno do objecto.Disclosure of the Invention The recent invention and development of silicon photo-multipliers (Si-PMT, P. Buzhan et al., Nucl. Methods A502, 48 (2003)) has radically altered this situation. These devices combine the high photon conversion quantum efficiency in primary photoelectrons, characteristic of Silicon, to the high amplification of the electronic signal characteristic of the photomultipliers, thus allowing a dramatic improvement in photon detection efficiency. The present invention thus proposes the development of a high resolution gamma camera based on the gamma ray imaging technique described above, i.e. with scintillation gamma ray (or capillary) converters directly coupled to optical length conversion fibers with the reading of the light signals captured by the fibers through photomultipliers of silicon. The reading of the energy signal will be done by photomultipliers that collect light not absorbed by the optical fibers. The Gamma Camera based on this concept will have a significantly better spatial resolution than the current Gamma Cameras, especially by reducing the 10/15 light scattering - the position sensors in this case will be the fibers, with a diameter of 1mm, compared to the photomultipli- used in Gamma Cameras (diameters between 3 and 5 cm). It also allows the construction of a chamber with a reduced " dead space " in the periphery of the field of vision of the camera, a very relevant factor for the development of compact gamma cameras. This reduction of " dead space " is particularly important in Nuclear Medicine by enabling imaging in favorable projections through a more flexible positioning of the chamber around the object.

Os fotomultiplicadores de Silício são matrizes de diodos de pequenas dimensões - cada pixel terá na ordem dos 20x20 a 100x100 pm - em que cada pixel individual opera em modo de alto ganho (modo Geiger). Criando uma matriz suficientemente grande destes pixéis, é possível produzir diodos de lxl, 2x2 e 3x3 mm, com elevada eficiência quântica na região do verde (comprimento de onda de cerca de 500 nm) , e elevado ganho, e que permite uma excelente resolução de fotoelectrão único ("single fotoelectron resolution").Silicon photomultipliers are small diode arrays - each pixel will be in the range of 20x20 to 100x100 pm - where each individual pixel operates in high gain mode (Geiger mode). By creating a sufficiently large matrix of these pixels, it is possible to produce lxl, 2x2 and 3x3 mm diodes, with high quantum efficiency in the green region (wavelength of about 500 nm), and high gain, which allows an excellent resolution of single photoelectron (" single photoelectron resolution ").

Descrição dos desenhos - A Figura 1 mostra uma câmara gama com duas camadas de fibras ópticas de conversão de comprimento de onda (1) revestindo as duas maiores faces de um cristal cintilador (2), dispostas ortogonalmente, e acopladas a fotomultiplicadores de Silício (3) . 0 sinal em energia é 11/15 medido por uma matriz de fotomultiplicadores (4) que recolhem luz não captada pelas fibras ópticas. - A Figura 2 mostra o acoplamento de uma extremidade de uma fibra óptica (10) de conversão de comprimento de onda a um fotomultiplicador de Silício (11). - A Figura 3 mostra as duas extremidades de uma fibra óptica (20) acopladas a dois fotomultiplicadores de Silício (21) de modo a captar a totalidade dos fotões dentro de cada fibra óptica. - A Figura 4 mostra uma possível representação desta invenção que será descrita em detalhe de seguida. 12/15DESCRIPTION OF THE DRAWINGS Figure 1 shows a gamma chamber with two layers of optical wavelength conversion fibers (1) coating the two largest faces of a scintillation crystal (2) arranged orthogonally and coupled to photomultipliers of silicon (3) ). The energy signal is 11/15 measured by an array of photomultipliers (4) collecting light not picked up by the optical fibers. Figure 2 shows the coupling of one end of a wavelength conversion optical fiber (10) to a Silicon photomultiplier (11). Figure 3 shows the two ends of an optical fiber (20) coupled to two silicon photomultipliers (21) in order to capture all of the photons within each optical fiber. Figure 4 shows a possible representation of this invention which will be described in detail below. 12/15

Descrição detalhada de modos de realização do inventoDetailed description of embodiments of the invention

Um dos modos mais representativos de uma realização desta invenção é a configuração representada na Figura 4. 0 cristal cintilador (30) poderá ser Nal(Tl), Csl (Na) ou LaBr3(Ce), cuja emissão de luz de cintilação se encontra na gama do azul (comprimento de onda de cerca de 420nm), têm elevado rendimento de cintilação (medido em número de fotões produzidos por keV de energia depositada), e têm densidade que permite uma elevada probabilidade de absorção total de raios gama de Tc99m (140 KeV) para pequenas espessuras do cintilador (5 a 8 mm, por exemplo).One of the most representative embodiments of an embodiment of this invention is the configuration shown in Figure 4. The scintillator crystal (30) may be Nal (T1), Csl (Na) or LaBr3 (Ce), whose scintillation emission is in the (wavelength about 420nm), have high scintillation yield (measured in number of photons produced by keV of deposited energy), and have a density that allows a high probability of total absorption of gamma rays of Tc99m (140 KeV) for small scintillator thicknesses (5 to 8 mm, for example).

Em cada uma das suas faces de maiores dimensões, que definem o campo de visão, ou plano de imagem do detector, o cristal é totalmente revestido por duas camadas de fibras ópticas de conversão de comprimento de onda "azul-verde" de lmm de diâmetro (31). Estas duas camadas são colocadas nas duas faces opostas, com as fibras dispostas ortogonalmente entre si. O acoplamento óptico entre o cristal e as fibras deverá ter em conta os diferentes índices de refracção de modo a optimizar o número de fotões azuis que entram nas fibras. O gel de silicone é um exemplo de um bom acoplante óptico típico para estes materiais, mas outros poderão ser utilizados.On each of its larger faces, which define the field of view, or image plane of the detector, the crystal is fully coated by two layers of wavelength optical conversion " blue-green " of 1mm in diameter (31). These two layers are placed on the two opposing faces, with the fibers arranged orthogonally to each other. The optical coupling between the crystal and the fibers should take into account the different refractive indexes in order to optimize the number of blue photons entering the fibers. The silicone gel is an example of a typical good optical coupler for these materials, but others may be used.

Este conjunto permite obter imagens de interacções de raios gama no cristal. As extremidades de 13/15 cada fibra estão acopladas a fotomultiplicadores de Silício (32)(por exemplo Hamamatsu MPPC S10362) cuja elevada eficiência quântica na região do verde e elevado ganho, permite estimar com precisão o número de fotões captados e reencaminhados pelas fibras ópticas.This set allows to obtain images of gamma-ray interactions in the crystal. The 13/15 ends of each fiber are coupled to photomultipliers of Silicon (32) (eg Hamamatsu MPPC S10362) whose high quantum efficiency in the green region and high gain, allows to accurately estimate the number of photons captured and forwarded by optical fibers .

Na câmara objecto do invento, a leitura dos sinais encaminhados pelas fibras ópticas é realizada numa das extremidades com um Si-PMT, estando a outra extremidade polida e revestida com uma camada reflectora que permita o reencaminhamento da luz dessa extremidade para a extremidade oposta e consequente detecção no Si-PMT. A referida uma leitura dos sinais luminosos das fibras ópticas pode ainda ser realizada em ambas as extremidades utilizando para tal dois Si-PMT, um em cada extremidade da fibra óptica, e adicionando os sinais gerados nos Si-PMTs de modo a obter o sinal total da luz encaminhada pelas fibras ópticas.In the chamber object of the invention, the reading of the signals routed by the optical fibers is performed at one end with an Si-PMT, the other end being polished and coated with a reflective layer that allows the light to be redirected from that end to the opposite and consequent end Si-PMT. Said reading of the optical fiber light signals can still be performed at both ends by using two Si-PMTs, one at each end of the optical fiber, and adding the signals generated in the Si-PMTs in order to obtain the total signal of the light transmitted by the optical fibers.

Numa câmara gama o sinal de energia (isto é, o sinal total produzido) é importante para a rejeição de eventos com deposição parcial de energia, bem como de dispersão Compton de radiação gama no corpo do paciente, que adicionam ruído de fundo na imagem final, e portanto deterioram a qualidade da imagem. Nesta representação, o sinal de energia é produzido em fotomultiplicadores tradicionais (33) acoplados a uma das camadas de fibras ópticas. Parte da luz de cintilação não captada nas fibras 14/15 é detectada por estes fotomultiplicadores, produzindo o sinal em energia, e servindo também de "trigger" para a geração de eventos de interesse.In a gamma chamber the energy signal (ie the total signal produced) is important for the rejection of events with partial energy deposition, as well as gamma radiation Compton dispersion in the patient's body, which add background noise in the final image , and therefore deteriorate the image quality. In this embodiment, the energy signal is produced in traditional photomultipliers (33) coupled to one of the optical fiber layers. Some of the scintillation light not picked up on the 14/15 fibers is detected by these photomultipliers, producing the signal in energy, and also serving " trigger " for the generation of events of interest.

Equipa ainda a câmara gama de alta resolução do invento um sistema de arrefecimento dos Si-PMT para redução do ruido electrónico.The high resolution range chamber of the invention is furthermore equipped with a Si-PMT cooling system for electronic noise reduction.

Os sinais electrónicos dos fotomultiplicadores de Silício e dos fotomultiplicadores de energia são semelhantes e deverão portanto ser tratados de um modo idêntico no que respeito à electrónica de aquisição. A leitura dos sinais electrónicos de cada um destes sensores deverá ser levada cabo com um primeiro estágio de amplificação (34), seguido de digitalização dos sinais (35) . Os sinais digitalizados são lidos por programas de software que farão o cálculo do centro de interacção e permitem continua visualização da imagem em formação (36).The electronic signals of the silicon photomultipliers and the energy photomultipliers are similar and should therefore be treated in the same way as for the acquisition electronics. The reading of the electronic signals from each of these sensors should be carried out with a first amplification stage (34), followed by digitizing the signals (35). The scanned signals are read by software programs that will calculate the interaction center and allow continuous visualization of the image in formation (36).

Como numa câmara gama tradicional, um colimador e radiação gama deverá ser utilizado (37). Um colimador de alta resolução permitirá tirar vantagem da esperada elevada resolução espacial da câmara.As in a traditional gamma chamber, a collimator and gamma radiation should be used (37). A high resolution collimator will allow you to take advantage of the expected high spatial resolution of the camera.

Aplicação clinica e industrial da invençãoClinical and industrial application of the invention

Uma câmara gama baseada no conceito descrito deverá ter uma elevada resolução espacial tendo como uma das possíveis aplicações clínicas em medicina Nuclear para a detecção precoce de tumores através da utilização de radio-fármacos específicos para a detecção de tecidos 15/15 cancerígenos. Este conceito permite também a construção de câmaras gama compactas e com grande portabilidade, alargando as suas aplicações dentro, e até fora, dos centros de Medicina Nuclear. Aplicações industriais de mapeamento de radiação gama poderão também beneficiar da portabilidade e elevada resolução da câmara.A gamma chamber based on the described concept should have a high spatial resolution having as one of the possible clinical applications in Nuclear Medicine for the early detection of tumors through the use of specific radiopharmaceuticals for the detection of cancerous tissues. This concept also allows the construction of compact gamma cameras with great portability, extending its applications in and out of Nuclear Medicine centers. Industrial applications of gamma radiation mapping may also benefit from the portability and high resolution of the camera.

Por último, a tecnologia proposta contrapõe com os métodos geralmente utilizados para o desenvolvimento de câmaras gamas compactas e de elevada resolução, em que são utilizados dispositivos com pixéis de pequenas dimensões em matrizes bidimensionais, com leitura necessária em (n x n) pixéis, o que torna o custo da câmara elevado. Por seu lado, a utilização de fibras ópticas como método de detecção da posição, com uma multiplexação da leitura da posição, leva a uma leitura de apenas (n + n) pixéis de Si-PMTs, permitindo uma significativa redução de custo. 13 de Fevereiro de 2009Finally, the proposed technology contrasts with the methods generally used for the development of compact and high resolution cameras, where devices with small pixels in two-dimensional arrays with necessary reading in (nxn) pixels are used, which makes them the cost of the raised chamber. On the other hand, the use of optical fibers as a position detection method, with a multiplexing of the position reading, leads to a reading of only (n + n) pixels of Si-PMTs, allowing a significant cost reduction. February 13, 2009

Claims

A high-resolution gamma camera comprising scintillation gamma ray converters directly coupled to wavelength conversion optical fibers (1), characterized in that the reading of the light signals captured by the fibers is performed by means of photomultipliers of Si-PMT silicon (32) and the reading of the energy signals is performed by photomultipliers (33) collecting light not absorbed by said fibers.

A high resolution gamma camera according to claim 1, characterized in that said reading in the photomultipliers (32) is performed at one end of said optical fibers (1), the other end of said fibers being polished and coated with a reflective layer allowing the light to be redirected from that end to the opposite end and consequent detection in the Si-PMT.

A high resolution gamma camera according to claim 1, characterized in that a reading of the light signals of the optical fibers (1) takes place at both ends of said fibers using two Si-PMT (32), one in each end of the optical fiber, and adding the signals generated in the Si-PMTs so as to obtain the total signal of the light directed by the optical fibers. 2/3

A high resolution gamma camera according to claim 1, characterized in that the scintillation crystal is fully coated by two layers of optical fibers arranged orthogonally to each other on each of the larger faces of said crystal, the optical coupling being carried out taking into account the different refractive indices in order to optimize the number of photons entering the fibers.

High resolution gamma camera according to claim 2, characterized in that the optical coupler is the silicone gel.

A high resolution gamma camera according to claim 1, characterized in that the energy signal is read in the photomultipliers (33) which signal is used for the rejection of events with partial energy deposition, as well as for the Compton dispersion of gamma radiation of the patient's body, which deteriorates the final image quality, photomultipliers which are coupled to one of the optical fiber layers.

A high resolution gamma camera according to claim 1, characterized in that the electronic signals of the photomultipliers (32 and 33) are treated in the same way, the reading being carried out with a first stage of amplification (34), followed (35) and the digitized signals are read by 3/3 software programs which will calculate the interaction center and allow continuous visualization of the forming image (36).

A high resolution gamma camera according to claim 1, characterized in that a gamma collimator (37) is used.

A high resolution range camera according to claim 1, characterized in that it is provided with a Si-PMT cooling system for electronic noise reduction. February 13, 2009