WO2017077164A1 - Sistema de cámara compton de rayos gamma con medida de tiempo de vuelo - Google Patents

Sistema de cámara compton de rayos gamma con medida de tiempo de vuelo Download PDF

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WO2017077164A1
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gamma
gamma ray
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José María BENLLOCH BAVIERA
Filomeno SÁNCHEZ MARTÍNEZ
Antonio Javier GONZÁLEZ MARTÍNEZ
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Consejo Superior De Investigaciones Científicas (Csic)
Universitat Politècnica De València
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Definitions

  • the present invention is encompassed in the field of imaging and, more specifically in the field of imaging with gamma rays.
  • the invention relates to the design of devices capable of detecting gamma radiation and obtaining information therefrom, for example, medical devices such as those used in imaging systems with nuclear techniques such as monophotonic emission computed tomography ( "Single Photon Emission Computed Tomography") (SPECT) or Positron Emission Tomography (PET) for medical diagnostic purposes or dose monitoring during irradiation in hadron therapy.
  • SPECT monophotonic emission computed tomography
  • PET Positron Emission Tomography
  • the present invention is also applicable in many other fields of the art, such as gamma ray telescopes in astrophysics, nuclear power plant dismantling monitoring and national security.
  • Compton cameras have been used in the past, especially in the field of gamma-ray astrophysics, to determine the energy and sky position of high-energy gamma-ray celestial emitters (Schónfelder, V. et al., "Instrument description and performance of the imaging gamma ray telescope COMPTEL aboard the Compton Gamma-Ray Observatory.”("Instrument description and performance of the COMPTEL telescope for gamma-ray imaging, aboard the Compton Observatory of Gamma Rays”)
  • All these devices are based on the determination of the impact position of gamma ray interactions due to the dispersion by Compton effect (Fig. 1).
  • the Compton dispersion dominates the gamma ray detection process for energies between 150 keV and 5 MeV.
  • the temporal resolution of the current systems does not allow determining the temporal order of the interactions detected in the different layers in which the modules of these cameras are formed.
  • one of the main challenges of data analysis of a combined Compton camera is the reconstruction of the parameters of each original gamma ray from the measured data, which consist only of various measurements of energy and position.
  • the proposed invention will significantly improve image quality by more efficient elimination of random and scattered events.
  • the temporal resolution of the present invention will be used to directly reject random events.
  • the detection of the temporal sequence of Compton and photoelectric events will be used to eliminate scattered events within the human body and random events by analyzing the kinematics of the complete positron-electron annihilation event.
  • the present invention describes a Compton gamma camera system with TOF measurement ("flight time") capable of obtaining the 3D position and the energy of the interactions (Compton and photoelectric) and their relative time sequence by means of a determination accurate TOF for each interaction.
  • TOF measurement light time
  • the combination of the geometric design and the high temporal resolution of the system of the invention will allow the determination of the complete temporal sequence of all gamma ray interactions within the detector, including Compton interactions.
  • the temporal sequence information will allow to completely determine the photoelectric Compton + temporal sequence. For these reasons, a milestone in the energy regime dominated by the Compton effect can be achieved by means of an instrument capable of effectively recording events that are the result of dispersion by the Compton effect.
  • the gamma radiation incident with energy E0 is completely absorbed and that it deposits the energies E1, E2, and E3 in detectors 1, 2 and 3 (Fig. 1) at times t1, t2 and t3 respectively.
  • the Compton kinematics will allow us to calculate the energy and direction (like a cone) of the incident gamma ray following the Compton equation:
  • the above equation can be easily extended if 2 or more than 3 interactions take place in the different detector modules.
  • the present invention will allow to recover Compton events, including those in the reconstruction of the image, thus raising the total sensitivity.
  • the present invention will improve the image quality of current Nuclear Medicine scanners, due to a much more efficient way of rejecting random and Compton scattering events. This will change the situation of the current scanners that 1) reject events that involve dispersion due to Compton effect, due to the lack of information with sufficient accuracy (while with the present invention such events are recovered and used in the reconstruction of the image) and 2) at the same time the current scanners accept events that involve dispersion by the Compton effect in the patient, while with the present invention such events are rejected.
  • the present invention will allow to reduce even more the background noise produced by the dispersion by Compton effect (in the body and / or in the collimator) and the external environmental contribution of the body.
  • Each original gamma ray can suffer several interactions sequentially, giving rise, after each of these interactions, to a new gamma ray with different energy and direction.
  • TOF is measured for each of these interactions, all of them belonging to the same event, generated by a single incident gamma ray.
  • a key aspect of the invention is the differentiation between interaction and event, in accordance with the definitions given below.
  • the proposed invention will increase the sensitivity of the Nuclear Medicine devices, which will also imply a reduction in the dose of radioisotopes administered to a patient, improving the diagnostic capacity thanks to the improved quality of the acquired image.
  • Figure 1 shows the impact position of gamma ray interactions due to Compton dispersion.
  • Figure 2 shows a modular design of a gamma ray detector.
  • the invention is based on a modular design (Fig. 2, element 3).
  • Figure 3 shows one of the preferred configurations of the Compton camera with flight time measurement, of the present invention, in which all the detector modules (3) are identical and are arranged such that they interfere with the incoming gamma ray ( 7), to fully absorb it after one or more Compton interactions.
  • FIG. 4 shows WLS fibers (wavelength shifters shifters) (4) that can be used to drive the light of the different scintillator layers (1) towards the photosensors (2).
  • Figure 5 shows another embodiment of the invention, in which the major scintillation surfaces of the detector modules are optically coupled to a reflective surface (5) and optionally, a front plate (6) can be optically coupled between the reflective surface ( 5) and the twinkled face
  • Figure 6 shows a detector module having one of its major scintillation surfaces covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at one end of the WLS fibers, while the other major scintillation surface - opposite to the aforementioned - is covered by the reflecting surface (5).
  • Figure 7 shows another embodiment similar to that of Figure 6, but in which the detector module has one of its largest scintillation surfaces covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at both ends of the WLS fibers.
  • Figure 8 shows a detector module having one of its major scintillation surfaces covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at one end of the WLS fibers, while the other large scintillation surface is covered by a front plate (6) optically coupled between the reflecting surface (5) and the scintillated face
  • Figure 9 shows another embodiment similar to that of Figure 8, but the detector module has one of its largest scintillation surfaces covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at both ends of the WLS fibers.
  • Figure 10 shows a Positron Emission Tomography device according to the invention, in which the detector modules form concentric cylinders surrounding the object being studied.
  • Figure 1 1 shows a cone angle in PET and how true coincidence events can be treated properly, regardless of whether they have suffered dispersion in the body or in the detector module (above).
  • the present invention is essentially characterized in that the gamma ray detector is designed to distinguish in space and time between different interactions of Compton and photoelectric gamma rays within the gamma ray detector, measuring the 3D position of impact and time, and recording this information to be analyzed later.
  • Detector module refers to a structure, flat or curved, preferably flat or laminated, comprising any material sensitive to gamma radiation.
  • Detector modules according to the invention can have any shape, such as polygonal shape, and any size.
  • the detector modules have a parallelogram shape - for example rectangular -, in which we distinguish two "larger surfaces” such as large flat surfaces and four "surfaces narrower sides "” narrower edge surfaces "such as side edges.
  • event each of the impacts suffered by an incident gamma ray against a surface such as a detector module.
  • Event defines the total number of interactions that a single incident gamma ray undergoes until its energy is totally or partially lost.
  • light reflecting surface and “optical reflecting surface” are synonyms.
  • gamma ray detector and “gamma ray detector volume” are used interchangeably.
  • the present invention relates to a Compton gamma ray camera system with measurement of flight time comprising:
  • each detector module comprises a material sensitive to gamma radiation, preferably a scintillator crystal (1), for example, as shown in Figure 1,
  • said detector modules (3) are arranged in layers formed by several individual detector modules, or by sets of detector modules, said layers are arranged such that they interfere with an incident gamma ray to absorb it completely or partially after one or more Compton interactions , and are spatially separated to allow the determination of the temporal sequence order of each gamma ray interaction within the camera system,
  • the detector modules exclusively comprise a gamma-sensitive material in the case of using solid state detectors, and additionally comprise photodetectors in the case of using scintillation crystals and / or Cherenkov radiators.
  • the present invention also relates to a Compton gamma ray camera system with measurement of flight time according to any one of the dependent claims.
  • At least one detector module comprises a scintillator crystal (1) as a gamma radiation sensitive material, optically coupled to series of photosensors (2).
  • the photosensors (2) can be coupled to the scintillator crystal (1) through at least one of the narrowest lateral surfaces of each scintillator crystal (1).
  • the scintillator crystal (1) can be a monolithic scintillator crystal or a pixelated scintillator crystal.
  • the detector modules comprising a monolithic scintillator crystal can be combined with detector modules comprising a pixelated scintillator crystal, or all the detector modules can be identical in terms of their composition and / or structure.
  • Each detector module may be adjacent to another in a particular assembly and each assembly may be arranged with respect to another forming a layer structure, which may have the appearance of a closed structure as in Figure 10, or of an open structure.
  • each set of detector modules corresponds to a layer.
  • the layers are separated from each other by a distance ranging from several millimeters to several centimeters, as mentioned above.
  • a set of detector modules (3) can be formed by two or more detector modules (3), depending on the size of the device and the needs imposed by the intended use.
  • the smallest set of detector modules is the one that forms the dodecagon in the center, which includes twelve detector modules, while in the outermost set corresponding to the tenth layer, the number of detector modules is considerably highest.
  • the detector modules in a particular specific set may be identical or different.
  • Sets of detector modules in a Compton gamma camera system with TOF measurement according to the invention may be identical or different with respect to the number of detector modules, the shape of the detector modules, as well as with respect to the composition and / or The structure of the detector modules.
  • the detector modules in a set can be identical with respect to their shape, or different. They can be flat or curved, although planes are preferred. They are always arranged so that they interfere with the incoming gamma ray, in order to absorb it completely after one or more Compton interactions.
  • the way in which the detector modules are arranged can be, for example, parallel to each other, but other configurations are possible, provided they reach the objective mentioned here.
  • the detector modules may have a polygonal shape, preferably parallelogram, and more preferably have a rectangular shape.
  • the photosensors are coupled to the modules detectors through at least one of the faces of the detector modules.
  • the detector modules are parallelogram-shaped, they are coupled to photosensors at least through one of their lateral surfaces (faces) (narrower surfaces) or at least through one of their larger surfaces.
  • the photosensors can be arranged on both side edges of a detector module, or through one or both major surfaces, or combinations of any of these alternatives mentioned.
  • the photosensors are arranged on the "larger surfaces” it is preferable that they are coupled through light guides, as shown in Figure 4.
  • the gamma-sensitive material in the detector modules can be of any type.
  • the detector modules or the detector module assemblies in a system according to the invention may comprise the same gamma-sensitive material or different materials.
  • the gamma ray detector be constructed with a material with low atomic number (Z) to favor the Compton interaction of the incident gamma ray within its sensitive volume.
  • solid state detectors are semiconductors such as Si, Ge, CdTe, GaAs, Pb, Hg, CZT, or HgCdTe (also known as CTM).
  • Cherenkov radiators such as PbF2, NaBi (W04) 2, PbWC, MgF2, C6F14, C4F10, silica airgel can also be used.
  • Scintillators such as organic scintillation crystals, inorganic scintillation crystals, liquid scintillators or gaseous scintillators can also be used. The scintillators can produce a signal that is due to both scintillation processes and Cherenkov processes.
  • the invention is not limited to reading and processing by the Data Acquisition System (DAQ) the light produced by the scintillation process as usual.
  • DAQ Data Acquisition System
  • the Cherenkov light component can also be processed in the same way as scintillation light, and be used for the precise determination of the time at which the interaction occurs.
  • detector modules may comprise scintillating organic crystals such as anthracene, stilbene, naphthalene, liquid scintillators (for example, organic liquids such as p-terphenyl (Ci8Hi4), 2- (4-biphenyl) -5-phenyl-1, 3, 4- oxadiazole PBD (C20H14N2O), butyl PBD (C24H22N2O), PPO (C15H11 NO) dissolved in solvents such as toluene, xylene, benzene, phenylcyclohexane, triethylbenzene or decalin), gas scintillators (such as nitrogen, helium, argon, krypton xenon), scintillators of inorganic crystals, or combinations of any of them.
  • organic liquids such as p-terphenyl (Ci8Hi4), 2- (4-biphenyl) -5-phenyl-1, 3, 4- o
  • “Combination” means that a detector module - or several - can be made for example of an inorganic scintillator crystal and another - or others - can comprise a liquid scintillator.
  • Commonly known scintillation crystals can be used, for example, cesium iodide (Csl), cesium iodide doped with thallium (Csl (TI)), bismuth germanate (BGO), sodium iodide doped with thallium (Nal (TI)) , barium fluoride (BaF2), calcium fluoride doped with europium (CaF2 (Eu)), cadmium tungstate (CdWCU), lanthanum doped with cerium (LaCb (Ce)), cerium-doped lutetium silicates (LuYSiOs ( Ce) (YAG (Ce)), zinc sulphide doped with silver (ZnS (Ag)) or yttrium
  • the scintillators used in any of the embodiments described herein, and in general, scintillators according to the present invention can be monolithic crystals or pixelated crystals, or combinations thereof.
  • the scintillator is, however, a single crystal since the pixelated crystals introduce more areas of dead space into the gamma ray detector, thus providing a lower sensitivity of the detector compared to that of the monocrystals.
  • the monolithic scintillator crystal for the different detector modules (3) is selected from LaBr3 (Ce) or liquid Xe, or combinations thereof.
  • the monolithic scintillator crystal is selected from LaBr3 (Ce) for one or more detector modules and LYSO for other detector modules.
  • the photosensors (2) can be series of SiPms, single photon avalanche diodes (SPADs), digital SiPms, avalanche photodiodes, position sensitive photomultipliers, photomultipliers, phototransistors, photodiodes, photo-ICs or combinations thereof for the various detector modules (3).
  • a detector module can be coupled, for example, to a series of SiPms and another detector module can be coupled to a series of phototransistors in a system according to the invention.
  • all detector modules can be coupled to the same type of photosensors.
  • wavelength shifters - WLS - can be used.
  • at least one of the detector modules comprises a scintillator crystal, preferably a rectangular scintillator crystal, comprising wavelength shifting fibers - WLS - (4) coupled to one or more of the scintillator surfaces to drive the light of the scintillating glass (1) towards the photosensors (2).
  • At least one of the detector modules has one of, or both, greater scintillation surfaces optically coupled to a reflective surface (5).
  • a faceplate (6) optionally, optically coupled between the reflecting surface (5) and one of the major scintillation surfaces.
  • the function of the reflective surface is to reflect the light that reaches the surface of the scintillator with which it is in contact, so that the photosensors can detect this light.
  • the reflective surface may be any reflective surface, such as an optical reflective surface.
  • the faceplate also called fiber optic faceplate, is a surface or sheet made of tiny optical fibers, which have the function of transmitting only light that meets a specific requirement regarding the angle of incidence. Thanks to its design, only photons with an incidence angle below a critical value are transmitted (which depends on the type of front plate and the refractive index of the medium to which the plate is attached).
  • the function of the faceplate is therefore to limit the angle of acceptance of the light produced by the scintillator. They can also be used to avoid the edge effect on the light produced by scintillation crystals.
  • At least one of the detector modules comprises a scintillating material, preferably a scintillating crystal, and has one of its largest scintillation surfaces covered with WLS fibers (4), coupled to photosensors (2) in one or more at both ends of the WLS fibers, while the other major scintillating surface - opposite to that mentioned - is covered by the reflector (5) (Fig. 6-7).
  • at least one of the detector modules may have one or both major scintillating surfaces covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at one or both ends of the WLS fibers.
  • one or both major scintillating surfaces of at least one detector module is optically coupled to a reflective surface (5), for example, a retroreflector.
  • a front plate (6) can be optically coupled between the reflecting surface (5) and the scintillator face (Fig. 5).
  • the detector modules comprise scintillator crystals
  • at least one of the detector modules has one of its largest scintillating surfaces covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at one or both ends of the WLS fibers, while the other of the major scintillating surfaces is optionally covered with a front plate (6) optically coupled between the reflector (5) and the scintillator face, as shown in Figs. 8 and 9.
  • the reflecting surface (5) present in at least one of the detector modules is selected between a retro reader and a light absorbing surface.
  • the present invention also relates to a gamma radiation imaging device comprising a Compton gamma ray camera system with TOF measurement, as defined above.
  • said device is a Positron Emission Tomography device.
  • said device is a monophotonic emission computed tomography device (SPECT in Single Photon Emission Computed Tomography).
  • a Positron Emission Tomography device may have detector modules forming concentric cylinders surrounding an object under study as shown in Fig. 10, or the detector modules may form concentric cylinders that do not constitute a closed geometry - geometry open
  • photosensors may be connected to the reading electronics and the Data Acquisition System (DAQ) in which the signals from the detection modules may be read simultaneously, digitized and sent to the processing unit for further analysis.
  • DAQ Data Acquisition System
  • the position of the interaction point can be determined from the distribution of the light produced in the scintillated glass
  • the present invention can be used to implement MRI-compatible PET or SPECT detectors ("Magnetic Resonance Imaging,” nuclear magnetic resonance imaging) since the photosensors can be located well outside the sensitive region of the MRI (if WLS + PSPMT configuration is used) or they can be located even within the MRI sensitive region, where strong magnetic fields are produced by the MRI (in this case SiPMs photosensors and / or APDs are used as photosensors).
  • MRI-compatible PET or SPECT detectors Magnetic Resonance Imaging
  • nuclear magnetic resonance imaging nuclear magnetic resonance imaging
  • the flight time according to the present invention and for any embodiment thereof, can be obtained using conventional methods known in the art Phys. Med. Biol. 60 (2015) 4635-4649, "Sub-100 ps coincidence time resolution for positron emission tomography with LSO: Ce codoped with Ca ", (Sub-100 ps matching time resolution for Positron Emission Tomography with LCS: Ce co-doped with Ca") by Stefan Gundacker et. al. discloses how to obtain the sequence of all interactions that have suffered a single incident gamma ray. Different aspects and embodiments of the invention are illustrated in the figures that are described in greater detail below:
  • Fig. 1 In this figure we show a schematic view of a Compton chamber with TOF measurement comprising several layers - each formed by a set of detector modules - in which gamma radiation undergoes multiple Compton dispersions.
  • the thickness of each layer depends on the scintillation material and the energy of the gamma ray and can vary from an order of mm to an order of centimeters (that is, approximately 3 mm thick if LaBr3 (Ce) is used).
  • the interaction positions are shown in Figure 3, the conceptual design does not change at all and can be easily extended if only 2, or more than 3 interactions take place in the different detector modules. Compton cameras of the state of the art do not allow the temporal sequential determination of these interactions.
  • Each detector module may be adjacent to another in a specific assembly and may be disposed with respect to another assembly forming a layer structure as shown in this figure, or it may have a closed cylindrical structure as shown in Figure 10, or a open structure
  • a set of detector modules may be formed by two or more detector modules (3), depending on the size of the device and the needs imposed or the intended use.
  • Figure 1 you can see five detector modules in each set, or layer.
  • the smallest set of detector modules is the one that forms a dodecagon in the center, including twelve detector modules, while the outermost set corresponding to the tenth layer has a considerably larger number of detector modules.
  • each detector module (left, 3) consists of a single monolithic scintillator crystal (also called continuous) (Fig. 2, right, element 1) coupled to photosensors (Fig. 2, right, element 2) to read the light produced in the crystal by the interaction of the gamma ray.
  • the monolithic scintillator crystal may comprise any of the materials mentioned above.
  • the monolithic scintillator crystal (1) will comprise LaBr3 (Ce) and will be surrounded on the narrowest surfaces (side edges) by series of SiPM pixels as photosensors (2).
  • Fig. 3 In this figure we show one of the preferred configurations of the Compton camera with flight time measurement, in which all the detector modules (3) are identical and are arranged in such a way that they interfere with the gamma ray Incoming (7), to fully absorb it after one or more Compton interactions.
  • the thickness of these layers of detector modules or individual detector modules is selected so as to minimize the occurrence of multiple Compton dispersions in the same detector module originating from the same incoming gamma ray (i.e. approximately 3 mm thick if used LaBr3 (Ce) as scintillator).
  • the preferred thickness range in this case may vary between 1 mm to 4 mm.
  • the preferred thickness depends on the scintillation material used and the energy of the incident gamma ray.
  • the preferred thickness if another material other than LaBr3 (Ce) is used, should have the same probability of gamma ray absorption as that of the preferred thickness range mentioned above (1-4 mm) of LaBrs ).
  • the separation distance between two layers of detector modules can vary over a range that depends on how accurately the time at which the interaction occurs can be measured. Therefore, it is not appropriate to give numerical values for the interval, but it is sufficient to indicate that it varies between a magnitude of the order of millimeters and an order of centimeters. In fact, the upper limit will be imposed simply by the size of the Compton camera, while the lower limit will be imposed by the accuracy of the device. For practical reasons (full detector size and cost) the smaller the distance between layers of detector modules the better, while ensuring the identification of the temporal order of impact sequence.
  • the different layers of detector modules can be separated, for example, by a distance (from several millimeters to even several centimeters) to allow the determination of the temporal order of each gamma ray interaction within the camera system.
  • the number of layers of Compton camera modules with flight time measurement (10 in this figure) can vary arbitrarily without limiting the generality of the foregoing.
  • WLS Wide Length Shifter fibers
  • Fig. 4, item 4 can be used to drive the light of the various scintillation detector modules (1) towards the photosensors (2 ).
  • Some WLS fibers have good properties that not only adjust the wavelength of the emitted light with the absorption length, but also have a long attenuation of the re-emitted light (typically around 4 meters).
  • series of SiPMs, APDs or position sensitive photomultipliers can be used.
  • Both major scintillating surfaces of a detector module may be covered by WLS fibers - as in the figure - or, according to an alternative embodiment, only one of the major scintillating surfaces is covered by WLS fibers.
  • WLS fibers can be arranged in different configurations to optimize the amount of light collected and the spatial information of the light distribution (directly related to spatial resolution).
  • WLS fibers may be made of any material known in the art for this purpose, such as p-terphenyl (PT) and tetraphenyl butadiene (TPB). The decision on the material depends on the light generated by the scintillator and the optical window of the photomultiplier used.
  • the thickness of the WLS fibers may vary depending on the size of the Compton chamber and the particular needs according to the intended use. For example, they can be 1.5 mm thick.
  • a hybrid solution can be used for the photosensor configuration, as follows:
  • - WLS can be present on one of the major scintillating surfaces coupled to photosensors (here you can use series of SiPMs, digital SiPMs, APDs, single photon avalanche diodes (SPADs) or position sensitive photomultipliers (PSPMTs)) while around the narrower edge surfaces can be used as photosensors (2 ') series of SiPMs, digital SiPMs, APDs and / or SPADs.
  • photosensors here you can use series of SiPMs, digital SiPMs, APDs, single photon avalanche diodes (SPADs) or position sensitive photomultipliers (PSPMTs)
  • PPMTs position sensitive photomultipliers
  • - WLS can be present on both - as shown in the figure - larger scintillating surfaces coupled to photosensors (here you can use series of SiPMs, digital SiPMs, APDs, single photon avalanche diodes (SPADs) or position sensitive photomultipliers (PSPMTs)) while around narrower edge surfaces can be used as photosensors (2 ') SiPMs, digital SiPMs, APDs and / or SPADs.
  • photosensors here you can use series of SiPMs, digital SiPMs, APDs, single photon avalanche diodes (SPADs) or position sensitive photomultipliers (PSPMTs)
  • PPMTs position sensitive photomultipliers
  • Photosensors (2) can be arranged at both ends of the WLS fibers (4) to increase the amount of light emitted by the scintillator that can be collected by the system. This configuration maximizes the amount of light transmitted from the scintillator (1) to the photosensory devices (2).
  • photosensors (2) can be arranged at the end of the WLS fibers (4) in the case where only one of the major scintillating surfaces is covered by WLS fibers. This embodiment can also be considered without photosensors all around the narrowest edge surfaces (2 ').
  • Fig. 5 Left: in this figure we show another embodiment of the detector module, in which both major scintillating surfaces are optically coupled to a reflector (5) such as a retro reader rref. Right: Additionally, a faceplate (6) can be attached between the reflector (5) and the scintillator face. In both cases both scintillator surfaces are coupled to photosensors (1 + 2).
  • Fig. 6 in this figure we show another embodiment, in which one of the major scintillating surfaces of at least one detector module is covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at one end of the WLS fibers, while the other major scintillating surface is covered with the reflector (5).
  • the narrower surfaces of the edge of the scintillator can be covered (right), or not covered (left), with photosensors (2).
  • Fig. 7 in this figure we show another embodiment, in which one of the major scintillating surfaces of at least one detector module is covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at both ends of the WLS fibers, while the other major scintillating surface is covered with the reflector (5).
  • the narrower surfaces of the edge of the scintillator can be covered (right), or not covered (left), with photosensors (2).
  • Fig. 8 in this figure we show another embodiment, in which one of the major scintillating surfaces of at least one detector module is covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at one end of the WLS fibers, while the other major scintillator surface is covered by a front plate (6) optically coupled between the reflector (5) and the scintillator face.
  • the narrower surfaces of the edge of the scintillator can be covered (right), or not covered (left), with photosensors (2).
  • Fig. 9 in this figure we show another embodiment, in which one of the major scintillating surfaces of at least one detector module is covered with WLS fibers (4) coupled to photosensors (2) at both ends of the WLS fibers, while The other major scintillating surface is covered by a front plate (6) optically coupled between the reflector (5) and the scintillator face.
  • the narrower surfaces of the edge of the scintillator can be covered (right), or not covered (left), with photosensors (2).
  • Fig. 10 In this figure we show an embodiment of the invention for PET applications in which the detector modules (3) form concentric cylinders surrounding the object under study. Ten layers of detector modules can be seen and each of them is composed of an increasing number of "detector modules” as we move away from the center, to achieve a closed geometry. An essential aspect is that the distance between the layers is sufficient for the precision in the TOF measurement to distinguish the temporal sequence of impacts ("interactions") produced by a single incident gamma ray ("event").
  • the detector modules may include WLS (4) coupled to photosensors (2) as shown in Fig. 4 and / or to a reflector (5) / faceplates (6) as shown in Figs. 5-9.
  • the annular structure allows a complete coverage of the desired field of vision, while the number of layers allows a high detection efficiency for 511 keV gamma rays.
  • the dimensions (D, d, H, and h), including the number of layers of the device can be adjusted for different applications.
  • the layers of detector modules (3) comprise LaBr3 (Ce) approximately 3 mm thick separated by approximately 3 cm one of other. In this case, a flight time resolution of 80 ps is assumed to sequentially distinguish the different Compton interactions in the detector module layers.
  • the detector modules may include WLS (4) coupled to photosensors (2) as shown in Fig.
  • the amount of light collected is directly related to the resolution of the energy and the temporal sequence. Good energy resolution is crucial for an accurate determination of the angle of the Compton cone (Fig. 1, equation. 1).
  • the PET Compton cone angle will be used to reject scattering events within the body to be examined, and random events that produce casual coincidental events (Fig. 1 1).
  • Fig. 1 1 in a PET application of the invention true coincident events can be handled properly, regardless of whether they have suffered dispersion in the body or in the detector module.
  • the gamma ray that goes down (up) interacts with t1 (t3) by depositing the energy E1 (E3) and the scattered gamma ray interacts with t2 (t4) by depositing the energy E2 (E4).
  • this event would be ruled out since there is no way of knowing the time sequence and consequently the LOR cannot be determined uniquely.
  • both cones of the possible directions of the two original rays intersect with the LOR.
  • Bottom left a coincidence event in which one of the gamma rays has suffered dispersion within the human body. These events produce noise in the image due to the false LOR (8) that is obtained as a result of joining the two interaction points in the detector with a straight line. In the current PET scanners these events are rejected purely based on energy information.
  • the present invention allows a much more effective rejection of these events based on the careful analysis of the event: neither of Compton's two cones intersects the false LOR (8).
  • Bottom right random coincidence event in which two positron interactions coincide casually over time. A careful analysis of the event also allows to reject random events. In these cases it is also possible to determine the true LOR (9).

Abstract

La invención describe un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida de tiempo de vuelo que comprende: -una pluralidad de módulos detectores(3), cada uno de ellos comprende un material sensible a la radiación gamma y dispuestos en capas formadas por uno o más módulos detectores, dichas capas están dispuestas de modo que interfieren un rayo gamma entrante para absorberlo parcial o completamente después de una o más interacciones Compton, y están espacialmente separadas para permitir determinar el orden temporal de cada interacción del rayo gamma dentro del sistema de la cámara, -electrónica de lectura y Sistema de Adquisición de Datos en el que las señales procedentes de los módulos detectores serán leídas, digitalizadas y enviadas a una unidad de procesado, y capaz de obtener la posición 3D, la energía y el orden secuencial temporal de las interacciones individuales -Compton y fotoeléctricas - producidas por un único rayo gamma incidente, lo que permite la determinación de la secuencia de tiempo completa de todas las interacciones de rayos gamma dentro del volumen de detección de rayos gamma.

Description

SISTEMA DE CÁMARA COMPTON DE RAYOS GAMMA CON MEDIDA DE
TIEMPO DE VUELO
CAMPO TÉCNICO DE LA INVENCIÓN
La presente invención se engloba en el campo de la toma de imágenes y, más concretamente en el campo de la toma de imágenes con rayos gamma. La invención se refiere al diseño de dispositivos capaces de detectar la radiación gamma y de obtener información de la misma, por ejemplo, dispositivos médicos tal como los que se utilizan en los sistemas de obtención de imágenes con técnicas nucleares como tomografía computarizada de emisión monofotónica ("Single Photon Emission Computed Tomography") (SPECT) o Tomografía por Emisión de Positrones ("Positrón Emission Tomography") (PET) para fines de diagnóstico médico o la monitorización de la dosis durante la irradiación en la terapia de hadrones.
Sin embargo, se debe entender que la presente invención es aplicable también en muchos otros campos de la técnica, como por ejemplo en los telescopios de rayos gamma en astrofísica, seguimiento de desmantelamiento de las centrales nucleares y seguridad nacional.
ANTECEDENTES DE LA INVENCIÓN
Cámaras Compton se han utilizado en el pasado, sobre todo en el campo de la astrofísica de rayos gamma, para determinar la energía y la posición en el cielo de los emisores celestes de rayos gamma de alta energía (Schónfelder, V. et al., "Instrument description and performance of the imaging gamma ray telescope COMPTEL aboard the Compton Gamma-Ray Observatory." ("Descripción del instrumento y rendimiento del telescopio COMPTEL de toma de imágenes por rayos gamma, a bordo del Observatorio Compton de Rayos Gamma") The Astrophysical Journal Supplement Series, 86: 657-692, 1993, Boggs, S. et al., "Overview of the nuclear Compton telescope." ("Visión general del telescopio Compton nuclear") New Astronomy Reviews, 48:251-256, 2004). Más recientemente este tipo de dispositivos se han propuesto para la obtención de imágenes en Medicina Nuclear con fines de diagnóstico, ya que permiten reconstruir las distribuciones de radioisótopos que emiten rayos gamma (Kahora, R. et al., "Advanced Compton camera system for nuclear medicine: Prototype system study" ("sistema de cámara Compton avanzado para medicina nuclear: estudio de un sistema prototipo.") "Nuclear Science Symposium Conference Record, 2008, Harkness, L.J. et al., "Semiconductor detectors for Compton imaging in nuclear medicine", 2012, JINST 7 C01004.) ("detectores semiconductores para toma de imágenes Compton en medicina nuclear"). Se han propuesto recientemente cámaras Compton basadas en Si o CdTe (Studen, A. et al., "First coincidences in pre-clinical Compton camera prototype for medical imaging." ("Primeras coincidencias en prototipo de cámara Compton preclínica para toma de imágenes médicas") Nucí. Instr. & Meth. 531 (2004) 258- 264, Takeda, S. et al., "Applications and Imaging Techniques of a Si/CdTe Compton Gamma-Ray Camera." ("Aplicaciones y técnicas de imagen de una cámara Si/CdTe Compton de Rayos Gamma.") Physics Procedía 37 (2012) 859-866 debido a la excelente resolución de energía de la tecnología de semiconductores. Sin embargo, la resolución de tiempo de semiconductores es muy pobre y no permite un desarrollo secuencial de todas las interacciones de rayos gamma.
Todos estos dispositivos, incluyendo la presente invención, se basan en la determinación de la posición de impacto de las interacciones de rayos gamma debido a la dispersión por efecto Compton (Fig.1). La dispersión Compton domina el proceso de detección de rayos gamma para energías entre 150 keV y 5 MeV.
Sin embargo, la limitación más importante de las cámaras actuales Compton es que la resolución temporal de los sistemas actuales no permite determinar el orden temporal de las interacciones detectadas en las diferentes capas en las que están formados los módulos de estas cámaras. De hecho, uno de los principales retos del análisis de datos de una cámara Compton combinada es la reconstrucción de los parámetros de cada rayo gamma original a partir de los datos medidos, que consisten solamente en varias mediciones de la energía y la posición.
Para la compleja tarea de la reconstrucción de la secuencia temporal Compton, la descripción detallada de un espacio multidimensional destinado a datos de sucesos conduce naturalmente a una discusión de los criterios de selección de calidad de los posibles sucesos y su aplicabilidad a los diferentes tipos de sucesos, por lo tanto es muy exigente desde el punto de vista de la informática, al tiempo que aún produce imágenes de baja calidad. Recientemente se han propuesto cámaras Compton con capacidades de seguimiento de electrones de retroceso (Boggs, S. et al., "Report on the Advanced Compton Telescope visión mission study.' Technical report", NASA, 2005.), ("Informe sobre el estudio de la misión visión avanzada del Telescopio Compton. 'Informe técnico", la NASA, 2005), lo que permite que la dirección del rayo gamma incidente sea confinada dentro de una región reducida de arco de cono. Sin embargo, estas cámaras Compton de nuevo desarrollo todavía carecen de información con la precisión temporal necesaria para determinar eficazmente la secuencia temporal Compton. En la patente US 4124804 A "Compton scatter scintillation camera system" ("sistema de cámara de centelleo por dispersión Compton" por S. Mirell, se muestra un método y un aparato para producir imágenes radiográficas tomográficas o transversales, para las cuales la radiación está confinada sustancialmente a un solo plano, y una cámara de centelleo convencional situada para detectar la radiación gamma dispersada por el objeto. En la patente US 20140110592 A1 "Compton camera detector systems for novel integrated compton- Pet and CT-compton-Pet radiation imaging" ("sistemas de detección de cámara Compton para la nueva toma de imagen de radiación integrada por Compton-PET y CT-compton-Pet"), por RS Nelson y W.B. Nelson, se describen nuevos diseños de detector para cámara Compton, y sistemas para la toma de imagen radiográfica mejorada con sistemas de detección integrados que incorporan capacidades de toma de imágenes Compton y toma de imágenes de medicina nuclear, toma de imágenes mediante PET y toma de imagen por CT de rayos X. En la patente US-7573039 B2 "Compton camera configuration and imaging method" ("configuración de cámara Compton y método de toma de imágenes") por B.D. Smith se describe un enfoque para la selección de formas de cámaras Compton, configuraciones, posiciones, orientaciones, vías de trayectoria, y conjuntos de elementos de detector, para la recogida de datos para análisis utilizando métodos de integral de superficie y métodos integrales de integral de línea para reconstrucción de datos Compton. En la patente US-8384036 B2 "Positrón emission tomography (PET) imaging using scattered and unscattered photons" ("toma de imágenes por Tomografía de Emisión de Positrones (PET) usando fotones dispersos y no dispersos") por M. Conti, se obtiene la diferencia de TOF (tiempo de vuelo) entre los dos rayos gamma producidos después de la aniquilación de positrones. Sin embargo, en esta patente solo se consideran los sucesos coincidentes cuando se detecta un rayo gamma de energía completa en un primer detector y un rayo gamma dispersado de energía parcial en un segundo detector. En la patente US-8785864 B2 "Organic-scintillator Compton gamma ray telescope" ("telescopio de rayos gamma con centelleador orgánico Compton") por Kenneth N. Ricci et al. se describen un aparato y métodos para toma de imágenes de fuentes de rayos gamma con un área grande, y se reivindica un telescopio Compton comparativamente de bajo coste. En la patente US-8809791 B2 "Continuous time-of-flight scatter simulation method" ("método de simulación de dispersión continua de tiempo de vuelo") por P. Olivier y P. Khurd se muestra un método para corregir los datos de toma de imágenes de PET mediante simulación de dispersión de tiempo de vuelo.
Sin embargo ninguno de los diseños mostrados en estas patentes permite determinar la secuencia temporal completa de las interacciones producidas por un único rayo gamma incidente.
La incapacidad de los dispositivos actuales de Medicina Nuclear para incluir los sucesos Compton dispersos sin degradar la calidad de la imagen es el problema más serio para aumentar la sensibilidad en los escáneres comerciales (PET y SPECT). Esto se debe al hecho de que los diseños actuales no permiten determinar apropiadamente el orden de las interacciones detectadas, producidas por un único rayo gamma incidente dentro del volumen de detección de rayos gamma.
Cuando se trata de escáneres PET, la tecnología actual centra su atención en detectar sucesos fotoeléctricos, puesto que la posición de la primera interacción por efecto Compton es desconocida, y tampoco es posible distinguir sucesos Compton en el detector de sucesos Compton que ocurren en el interior del cuerpo. Por lo tanto, sucesos que ocurren fuera del pico fotoeléctrico son rechazados porque producen ruido y difuminado en la imagen. Sin embargo, estos sucesos podrían suponer hasta más del 50% de los sucesos. Puesto que el PET trabaja en modo coincidente, la probabilidad de detectar dos sucesos fotoeléctricos es menor del 25% (del orden del 20%). Por lo tanto, se podría ganar un factor 5 en sensibilidad si se recuperasen sucesos Compton. La calidad de la imagen en PET es limitada debido a varios factores, incluyendo los sucesos Compton dispersos en el interior del cuerpo humano. Sucesos Compton dispersos en el interior del cuerpo son rechazados con la tecnología actual a través de la ventana de energía alrededor del pico fotoeléctrico. La contribución de los sucesos dispersos dentro del pico fotoeléctrico que proceden de dispersión en el cristal, o en el cuerpo humano, actualmente solo puede ser estimada y corregida. La invención propuesta mejorará significativamente la calidad de la imagen mediante una eliminación más eficaz de los sucesos aleatorios y dispersos. La resolución temporal de la presente invención será usada para rechazar directamente los sucesos aleatorios. Además, la detección de la secuencia temporal de sucesos Compton y fotoeléctricos será usada para eliminar sucesos dispersos dentro del cuerpo humano y sucesos aleatorios por el análisis de la cinemática del suceso completo de aniquilación positrón-electrón.
Breve descripción de la invención
La presente invención describe un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida de TOF ("tiempo de vuelo") capaz de obtener la posición 3D y la energía de las interacciones (Compton y fotoeléctricas) y su secuencia temporal relativa por medio de una determinación precisa del TOF para cada interacción. La combinación del diseño geométrico y la elevada resolución temporal del sistema de la invención permitirá la determinación de la secuencia temporal completa de todas las interacciones de rayos gamma dentro del detector, incluyendo las interacciones Compton.
Con la presente invención la información de secuencia temporal permitirá determinar por completo la secuencia temporal Compton+fotoeléctrica. Por estas razones se puede lograr un hito en el régimen de energía dominado por el efecto Compton mediante un instrumento capaz de registrar de forma eficaz sucesos que son el resultado de la dispersión por efecto Compton. Asumimos que la radiación gamma incidente con energía E0 es absorbida completamente y que deposita las energías E1 , E2, y E3 en los detectores 1 , 2 y 3 (Fig. 1) a tiempos t1 , t2 y t3 respectivamente. Una vez que se han medido las situaciones espaciales, secuencias temporales y energías de las interacciones, la cinemática Compton nos permitirá calcular la energía y dirección (como un cono) del rayo gamma incidente siguiendo la ecuación de Compton:
Figure imgf000006_0001
La ecuación anterior se puede extender fácilmente si tienen lugar 2 o más de 3 interacciones en los diferentes módulos detectores. La presente invención permitirá recuperar sucesos Compton, incluyendo aquéllos en la reconstrucción de la imagen, elevando así la sensibilidad total.
La presente invención mejorará la calidad de la imagen de los actuales escáneres de Medicina Nuclear, debido a un modo mucho más eficaz de rechazo de los sucesos de dispersión aleatorios y Compton. Esto cambiará la situación de los actuales escáneres que 1) rechazan sucesos que implican dispersión por efecto Compton, debido a la falta de información con precisión suficiente (mientras que con la presente invención tales sucesos son recuperados y usados en la reconstrucción de la imagen) y 2) al mismo tiempo los escáneres actuales aceptan sucesos que implican dispersión por efecto Compton en el paciente, mientras que con la presente invención tales sucesos son rechazados.
Incluso para SPECT la presente invención permitirá reducir aún más el ruido de fondo producido por la dispersión por efecto Compton (en el cuerpo y/o en el colimador) y la contribución ambiental externa del cuerpo.
Por otra parte, medidas individuales del TOF para cada interacción de un suceso de radiación gamma mejorarán la calidad de la imagen. Puesto que diferentes medidas de TOF son conectadas a través de la evolución física bien conocida de las interacciones de sucesos de rayos gamma, es posible relacionarlos fácilmente mediante ecuaciones simples. Por ejemplo, si la primera interacción gamma ocurrió en la posición x1 ,y1 ,z1 y en el tiempo t1 , y una segunda interacción gamma ocurrió en la posición x2,y2,z2 y en el tiempo t2, el tiempo de retraso entre estas interacciones gamma debería ser:
Figure imgf000007_0001
en la que c es la velocidad de la luz. Por lo tanto, si estas interacciones pertenecen realmente al mismo suceso, deben cumplir la ecuación anterior. De otro modo, es que son producidas por rayos gamma incidentes distintos. Así, la aplicación de la ecuación anterior debería contribuir a la reducción de sucesos que producen LORs ("líneas de respuesta") falsas en PET y a una reducción en la contribución del ruido de fondo en cualquier dispositivo basado en esta invención (es decir, PET, SPECT, telescopios de rayos gamma, monitorización y desmantelamiento de plantas de energía nuclear, seguridad nacional, entre otros).
Cada rayo gamma original puede sufrir varias interacciones de manera secuencial, dando lugar, después de cada una de estas interacciones a un nuevo rayo gamma con energía y dirección diferentes. De acuerdo con la presente invención el TOF es medido para cada una de estas interacciones, perteneciendo todas ellas al mismo suceso, generado por un único rayo gamma incidente. Un aspecto clave de la invención es la diferenciación entre interacción y suceso, de acuerdo con las definiciones que se dan más adelante. La invención propuesta permitirá elevar la sensibilidad de los dispositivos de Medicina Nuclear, lo que implicará además una reducción de la dosis de radioisótopos administrada a un paciente, mejorando la capacidad de diagnóstico gracias a la calidad mejorada de la imagen adquirida.
Breve descripción de las figuras
La Figura 1 muestra la posición de impacto de interacciones de rayos gamma debido a la dispersión Compton.
La Figura 2 muestra un diseño modular de un detector de rayos gamma. La invención está basada en un diseño modular (Fig. 2, elemento 3).
La Figura 3 muestra una de las configuraciones preferidas de la cámara Compton con medida de tiempo de vuelo, de la presente invención, en la que todos los módulos detectores (3) son idénticos y están dispuestos de tal modo que interfieren el rayo gamma entrante (7), para absorberlo completamente después de una o más interacciones Compton.
La Figura 4 muestra fibras WLS (desplazadoras de longitud de onda - wavelength shifíers) (4) que pueden ser usadas para conducir la luz de las distintas capas de centelladores (1) hacia los fotosensores (2).
La Figura 5 muestra otra realización de la invención, en la que las superficies mayores de centelleo de los módulos detectores están acopladas ópticamente a una superficie reflectora (5) y opcionalmente, una placa frontal (6) se puede acoplar ópticamente entre la superficie reflectora (5) y la cara del centelleados
La Figura 6 muestra un módulo detector que tiene una de sus superficies mayores de centelleo cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en uno de los extremos de las fibras WLS, mientras que la otra superficie mayor de centelleo - opuesta a la mencionada - está cubierta por la superficie reflectora (5).
La Figura 7 muestra otra realización similar a la de la Figura 6, pero en la que el módulo detector tiene una de sus superficies mayores de centelleo cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en ambos extremos de las fibras WLS. La Figura 8 muestra un módulo detector que tiene una de sus superficies mayores de centelleo cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en uno de los extremos de las fibras WLS, mientras que la otra gran superficie de centelleo está cubierta por una placa frontal (6) ópticamente acoplada entre la superficie reflectora (5) y la cara del centelleados
La Figura 9 muestra otra realización similar a la de Figura 8, pero el módulo detector tiene una de sus superficies mayores de centelleo cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en ambos extremos de las fibras WLS. La Figura 10 muestra un dispositivo de Tomografía de Emisión de Positrones de acuerdo con la invención, en el que los módulos detectores forman cilindros concéntricos que rodean el objeto que está estudiando.
La Figura 1 1 muestra un ángulo de cono en PET y cómo sucesos de verdadera coincidencia pueden ser tratados adecuadamente, sin importar si han sufrido dispersión en el cuerpo o en el módulo detector (arriba) .
Figura 11 - abajo a la izquierda -: suceso en coincidencia en el que uno de los rayos gamma ha sufrido dispersión dentro del cuerpo humano.
Figura 11 - abajo a la derecha -: suceso en coincidencia aleatorio en el que coinciden en el tiempo dos interacciones de positrón por casualidad.
Descripción detallada
La invención será descrita a continuación con más detalle haciendo referencia a las figuras porque son ilustrativas de las distintas realizaciones y son útiles para entender la invención.
La presente invención se caracteriza esencialmente en que el detector de rayos gamma está diseñado para distinguir en espacio y tiempo entre distintas interacciones de rayos gamma Compton y fotoeléctricas dentro del detector de rayos gamma, midiendo la posición 3D de impacto y el tiempo, y grabando esta información para ser analizada después.
Definiciones
"cristal monolítico", "cristal centelleador monolítico", "cristal continuo" y "cristal centelleador continuo" se usan indistintamente.
- "Módulo detector" se refiere a una estructura, plana o curva, preferentemente de forma plana o laminar, que comprende cualquier material sensible a la radiación gamma. Módulos detectores de acuerdo con la invención pueden tener cualquier forma, tal como forma poligonal, y cualquier tamaño. Sin embargo, a menos que se especifique otra cosa, cuando se haga referencia a realizaciones particulares, los módulos detectores tienen forma de paralelogramo - por ejemplo rectangular -, en la que distinguimos dos "superficies mayores" como las superficies grandes planas y cuatro "superficies laterales más estrechas" "superficies más estrechas de los bordes" como los bordes laterales.
""superficie mayor", "cara grande del centelleador", "cara del centelleador", "superficie del centelleador" y "superficie mayor del centelleador" se usan de manera indistinta cuando se hace referencia a las superficies mayores de los módulos detectores que comprenden material centelleador.
"interacción: cada uno de los impactos que sufre un rayo gamma incidente contra una superficie tal como un módulo detector. "suceso" define el número total de interacciones que sufre un único rayo gamma incidente hasta que su energía se pierde total o parcialmente.
"superficie reflectora de luz" y "superficie óptica reflectora" son sinónimos.
"detector de rayos gamma" y "volumen detector de rayos gamma" se usan indistintamente.
"orden temporal" and "secuencia temporal" son expresiones usadas indistintamente.
La presente invención se refiere a un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida del tiempo de vuelo que comprende:
- una pluralidad de módulos detectores (3), cada módulo detector comprende un material sensible a radiación gamma, preferentemente un cristal centelleador (1), por ejemplo, como se muestra en la figura 1 ,
- dichos módulos detectores (3) están dispuestos en capas formadas por varios módulos detectores individuales, o por conjuntos de módulos detectores, dichas capas están dispuestas de tal forma que interfieren un rayo gamma incidente para absorberlo completamente o parcialmente después de una o más interacciones Compton, y están separadas espacialmente para permitir la determinación del orden de secuencia temporal de cada interacción de rayo gamma dentro del sistema de la cámara,
- electrónica de lectura y Sistema de Adquisición de Datos en el que serán leídas, digitalizadas y enviadas a la unidad de procesado para análisis posterior las señales procedentes de los módulos detectores (3), y que es capaz de obtener la posición 3D, la energía y el orden de la secuencia temporal de las interacciones individuales - Compton y fotoeléctricas - producidas por un único rayo gamma incidente, permitiendo la determinación de la secuencia temporal completa de todas las interacciones de rayos gamma dentro del volumen del detector de rayos gamma.
Los módulos detectores comprenden exclusivamente un material sensible a rayos gamma en el caso de usar detectores de estado sólido, y adicionalmente comprenden fotodetectores en el caso de usar cristales centelladores y/o radiadores de Cherenkov.
La presente invención también se refiere a un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida del tiempo de vuelo de acuerdo con una cualquiera de las reivindicaciones dependientes.
De acuerdo con realizaciones particulares del sistema de cámara Compton de rayos gamma TOF de la invención, al menos un módulo detector comprende un cristal centelleador (1 ) como material sensible a la radiación gamma, ópticamente acoplado a series de fotosensores (2). Los fotosensores (2) pueden estar acoplados al cristal centelleador (1) a través de al menos una de las superficies laterales más estrechas de cada cristal centelleador (1).
El cristal centelleador (1) puede ser un cristal centelleador monolítico o un cristal centelleador pixelado. En una cámara Compton con medida de TOF de acuerdo con la invención, los módulos detectores que comprenden un cristal centelleador monolítico pueden ser combinados con módulos detectores que comprende un cristal centelleador pixelado, o todos los módulos detectores pueden ser idénticos en cuanto a su composición y/o estructura.
Cada módulo detector puede ser adyacente a otro en un conjunto concreto y cada conjunto puede ser dispuesto con respecto a otro formando una estructura de capas, que puede tener el aspecto de una estructura cerrada como en la Figura 10, o de una estructura abierta. Con dicha disposición de la figura 10 cada conjunto de módulos detectores corresponde a una capa. Las capas están separadas unas de otras por una distancia que va desde varios milímetros a varios centímetros, como se ha mencionado anteriormente.
En el sistema de la invención un conjunto de módulos detectores (3) puede estar formado por dos o más módulos detectores (3), dependiendo del tamaño del dispositivo y de las necesidades impuestas por el uso que se pretenda. Por ejemplo, en la Figura 10 el conjunto menor de módulos detectores es el que forma el dodecágono en el centro, que incluye doce módulos detectores, mientras que en el conjunto más externo que corresponde a la capa décima, el número de módulos detectores es considerablemente más elevado.
Los módulos detectores en un conjunto específico particular pueden ser idénticos o distintos. Conjuntos de módulos detectores en un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida de TOF según la invención pueden ser idénticos o distintos con respecto al número de módulos detectores, a la forma de los módulos detectores, así como respecto a la composición y/o la estructura de los módulos detectores.
Los módulos detectores en un conjunto pueden ser idénticos con respecto a su forma, o distintos. Pueden ser planos o curvos, aunque los planos son preferidos. Siempre están dispuestos de modo que interfieren el rayo gamma entrante, con el objeto de absorberlo por completo después de una o más interacciones Compton. El modo en que los módulos detectores están dispuestos puede ser, por ejemplo, paralelos unos a otros, pero son posibles otras configuraciones, siempre que alcancen el objetivo mencionado aquí.
Los módulos detectores pueden tener forma poligonal, preferiblemente paralelogramo, y más preferiblemente tienen forma rectangular.
En realizaciones particulares del sistema de cámara Compton con medida de TOF de rayos gamma de la invención, los fotosensores están acoplados a los módulos detectores a través de al menos una de las caras de los módulos detectores. En el caso de que los módulos detectores tengan forma de paralelogramo, están acoplados a fotosensores al menos a través de una de sus superficies (caras) laterales (superficies más estrechas) o al menos a través de una de sus superficies mayores. Los fotosensores pueden estar dispuestos sobre ambos bordes laterales de un módulo detector, o a través de una o ambas superficies mayores, o combinaciones de cualquiera de estas alternativas mencionadas. Cuando los fotosensores están dispuestos sobre las "superficies mayores" es preferible que estén acoplados a través de guías de luz, como se muestra en la figura 4.
El material sensible a rayos gamma en los módulos detectores puede ser de cualquier tipo. Los módulos detectores o los conjuntos de módulos detectores en un sistema de acuerdo con la invención pueden comprender el mismo material sensible a rayos gamma o distintos materiales.
Se pueden usar materiales como detectores de estado sólido para el volumen de detección de rayos gamma, con la condición de que su tiempo de decaimiento sea lo suficientemente rápido como para proporcionar información de secuencia temporal precisa. También es deseable que el detector de rayos gamma sea construido con un material con bajo número atómico (Z) para favorecer la interacción Compton del rayo gamma incidente dentro de su volumen sensible.
Ejemplos de detectores de estado sólido son semiconductores como Si, Ge, CdTe, GaAs, Pb , Hg , CZT, o HgCdTe (también conocido como CTM). También pueden ser usados radiadores de Cherenkov tales como PbF2, NaBi(W04)2, PbWC , MgF2, C6F14, C4F10, aerogel de sílice. También pueden ser usados centelleadores tales como cristales orgánicos de centelleo, cristales inorgánicos de centelleo, centelleadores líquidos o centelleadores gaseosos. Los centelleadores pueden producir una señal que se debe tanto a procesos de centelleo como procesos Cherenkov. La invención no está limitada a leer y procesar por el Sistema de Adquisición de datos (DAQ) la luz producida por el proceso de centelleo como se está haciendo habitualmente. El componente de luz Cherenkov también puede ser procesado de la misma forma que la luz de centelleo, y ser usado para la determinación precisa del tiempo en el que ocurre la interacción.
Por ejemplo, módulos detectores pueden comprender cristales orgánicos centelleadores tales como antraceno, estilbeno, naftaleno, centelleadores líquidos (por ejemplo, líquidos orgánicos como p-terfenilo(Ci8Hi4), 2-(4-bifenil)-5-fenil-1 ,3,4- oxadiazol PBD (C20H14N2O), butil PBD (C24H22N2O), PPO (C15H11 NO) disueltos en solventes como tolueno, xileno, benceno, fenilciclohexano, trietilbeneceno o decalina), centelleadores gaseosos (tales como nitrógeno, helio, argón, criptón, o xenón), centelleadores de cristales inorgánicos, o combinaciones de cualquiera de ellos. "Combinación" significa que un módulo detector - o varios - pueden estar hechos por ejemplo de un cristal centelleador inorgánico y otro - u otros - pueden comprender un centelleador líquido. Se pueden usar cristales centelladores comunmente conocidos, por ejemplo, ioduro de cesio (Csl), ioduro de cesio dopado con talio (Csl(TI)), germanato de bismuto (BGO), ioduro de sodio dopado con talio (Nal(TI)), fluoruro de bario (BaF2), fluoruro cálcico dopado con europio (CaF2(Eu)), tungstato de cadmio (CdWCU), cloruro de lantano dopado con cerio (LaCb(Ce)), silicatos de itrio lutecio dopados con cerio (LuYSiOs(Ce) (YAG(Ce)), sulfuro de zinc dopado con plata (ZnS(Ag)) o granate de aluminio itrio dopado con cerio(lll) YsAlsO^Ce), LYSO. Ejemplos adicionales son CsF, Kl (TI), CaF2(Eu), Gd2Si05[Ce] (GSO), LSO.
Los centelladores usados en cualquiera de las realizaciones descritas aquí, y en general, los centelladores de acuerdo con la presente invención, pueden ser cristales monolíticos o cristales pixelados, o combinaciones de ellos. Preferentemente el centelleador es, sin embargo, un monocristal puesto que los cristales pixelados introducen más áreas de espacio muerto en el detector de rayos gamma, proporcionando así una sensibilidad menor del detector comparada con la de los monocristales.
De acuerdo con realizaciones particulares el cristal centelleador monolítico para los distintos módulos detectores (3) está seleccionado entre LaBr3(Ce) o Xe líquido, o combinaciones de ellos.
De acuerdo con realizaciones particulares adicionales el cristal centelleador monolítico está seleccionado entre LaBr3(Ce) para uno o más módulos detectores y LYSO para otros módulos detectores.
Los fotosensores (2) pueden ser series de SiPms, diodos de avalancha de fotón único (SPADs), SiPms digitales, fotodiodos de avalancha, fotomultiplicadores sensibles a la posición, fotomultiplicadores, fototransistores, fotodiodos, foto-ICs o combinaciones de ellos para los distintos módulos detectores (3). Esto significa que un módulo detector puede estar acoplado, por ejemplo, a una serie de SiPms y otro módulo detector puede estar acoplado a una serie de fototransistores en un sistema de acuerdo con la invención. Alternativamente, todos los módulos detectores pueden estar acoplados al mismo tipo de fotosensores.
En realizaciones particulares del sistema de acuerdo con la invención, aquellos para los cuales los módulos detectores comprenden cristales centelladores, se pueden usar desplazadores de longitud de onda - WLS -. De acuerdo con realizaciones particulares, al menos uno de los módulos detectores comprende un cristal centelleador, preferentemente un cristal centelleador rectangular, que comprende fibras desplazadoras de longitud de onda - WLS - (4) acopladas a una o varias de las superficies del centelleador para conducir la luz del cristal centelleador (1 ) hacia los fotosensores (2).
De acuerdo con realizaciones particulares de la invención, aquellas en las que los módulos detectores comprenden cristales centelladores, al menos uno de los módulos detectores tiene una de las, o las dos, mayores superficies de centelleo acoplada ópticamente a una superficie reflectora (5). Además, para estas realizaciones puede haber una placa frontal (6), opcionalmente, ópticamente acoplada entre la superficie reflectora (5) y una de las superficies mayores de centelleo.
La función de la superficie reflectora es reflejar la luz que alcanza la superficie del centelleador con la cual está en contacto, para que los fotosensores puedan detectar esta luz. La superficie reflectora puede ser cualquier superficie reflectora, tal como una superficie reflectora óptica.
La placa frontal, también llamada placa frontal de fibra óptica, es una superficie o lámina hecha de fibras ópticas diminutas, que tienen la función de transmitir solo la luz que cumpla con un requisito específico respecto al ángulo de incidencia. Gracias a su diseño, solo son transmitidos los fotones con un ángulo de incidencia por debajo de un valor crítico (que depende del tipo de placa frontal y el índice de refracción del medio al cual está acoplada la placa). La función de la placa frontal es por lo tanto limitar el ángulo de aceptación de la luz producida por el centelleador. También se pueden usar para evitar el efecto borde en la luz producida por los cristales centelladores.
De acuerdo con realizaciones adicionales particulares, al menos uno de los módulos detectores comprende un material centelleador, preferiblemente un cristal centelleador, y tiene una de sus superficies mayores de centelleo cubierta con fibras (4) WLS, acopladas a fotosensores (2) en uno o en ambos extremos de las fibras WLS, mientras que la otra superficie mayor centelleadora - opuesta a la mencionada - está cubierta por el reflector (5) (Fig. 6-7). Para estas realizaciones particulares, al menos uno de los módulos detectores puede tener una o ambas superficies mayores centelladoras cubiertas con fibras (4) WLS acopladas a fotosensores (2) en uno o ambos extremos de las fibras WLS.
En otras realizaciones de la invención (Fig. 5), aquellas en las que los módulos detectores comprenden cristales centelladores, una o ambas superficies mayores centelladoras de al menos un módulo detector está acoplada ópticamente a una superficie reflectora (5), por ejemplo, un retrorreflector. Opcionalmente, para estas realizaciones una placa frontal (6) puede estar acoplada ópticamente entre la superficie reflectora (5) y la cara del centelleador (Fig. 5).
De acuerdo con realizaciones adicionales particulares, aquellas en las que los módulos detectores comprenden cristales centelladores, al menos uno de los módulos detectores tiene una de sus superficies mayores centelladoras cubierta con fibras (4) WLS acopladas a fotosensores (2) en uno o ambos extremos de las fibras WLS, mientras que la otra de las superficies mayores centelladoras está, opcionalmente, cubierta con una placa frontal (6) ópticamente acoplada entre el reflector (5) y la cara del centelleador, como se muestra en las Figs. 8 y 9. De acuerdo con realizaciones adicionales particulares, la superficie reflectora (5) presente en al menos uno de los módulos detectores está seleccionada entre un retro rref lector y una superficie absorbente de luz.
La presente invención también se refiere a un dispositivo para obtención de imágenes por radiación gamma que comprende un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida de TOF, como se ha definido anteriormente.
De acuerdo con realizaciones particulares, dicho dispositivo es un dispositivo de Tomografía de Emisión de Positrones.
De acuerdo con realizaciones particulares adicionales, dicho dispositivo es un dispositivo de tomografía computarizada de emisión monofotónica (SPECT en inglés Single Photon Emission Computed Tomography).
Un dispositivo de Tomografía de Emisión de Positrones de acuerdo con la invención puede tener módulos detectores formando cilindros concéntricos rodeando un objeto bajo estudio como se muestra en la Fig. 10, o los módulos detectores pueden formar cilindros concéntricos que no constituyen una geometría cerrada - geometría abierta
Puede haber distintas puestas en práctica de la invención, pero la principal característica para todas ellas es que las interacciones Compton y fotoeléctricas pueden ser distinguidas en espacio y tiempo.
De acuerdo con realizaciones adicionales particulares de la invención, puede haber fotosensores conectados a la electrónica de lectura y al Sistema de Adquisición de Datos (DAQ) en la que las señales procedentes de los módulos de detección podrán ser leídas simultáneamente, digitalizadas y enviadas a la unidad de procesado para análisis posterior. La posición del punto de interacción puede ser determinada a partir de la distribución de la luz producida en el cristal centelleados
La presente invención se puede usar para poner en práctica detectores PET o SPECT compatibles con MRI ("Magnetic Resonance Imaging, "toma de imágenes por resonancia magnética nuclear") puesto que los fotosensores pueden estar localizados bien fuera de la región sensible del MRI (si se usa la configuración WLS+PSPMT) o pueden estar localizados incluso dentro de la región sensible MRI, en la que se producen fuertes campos magnéticos por el MRI (en este caso se usan fotosensores SiPMs y/o APDs como fotosensores).
El tiempo de vuelo según la presente invención y para cualquier realización de la misma, puede ser obtenido usando métodos convencionales conocidos en la técnica Phys. Med. Biol. 60 (2015) 4635-4649, "Sub-100 ps coincidence time resolution for positrón emission tomography with LSO:Ce codoped with Ca", (resolución de tiempo de coincidencia Sub-100 ps para Tomografía de Emisión de Positrones con LCS:Ce co-dopado con Ca") por Stefan Gundacker et. al. divulga como obtener la secuencia temporal de todas las interacciones que ha sufrido un único rayo gamma incidente. Diferentes aspectos y realizaciones de la invención son ilustrados en las figuras que son descritas con mayor detalle a continuación:
Fig.1 : en esta figura mostramos una vista esquemática de una cámara Compton con medida de TOF que comprende varias capas - cada una formada por un conjunto de módulos detectores - en las cuales la radiación gamma sufre múltiples dispersiones Compton. El espesor de cada capa depende del material centelleador y de la energía del rayo gamma y puede variar desde un orden de mm a un orden de centímetros (es decir, aproximadamente 3 mm de espesor si se usa LaBr3(Ce)). Se debe notar que aunque en la figura 3 se muestran las posiciones de interacción, el diseño conceptual no cambia en absoluto y puede ser extendido fácilmente si tienen lugar solo 2, o más de 3 interacciones en los distintos módulos detectores. Cámaras Compton del estado de la técnica actual no permiten la determinación secuencial temporal de estas interacciones.
Cada módulo detector puede ser adyacente a otro en un conjunto específico y puede estar dispuesto con respecto a otro conjunto formando una estructura de capas como se muestra en esta figura, o puede tener una estructura cilindrica cerrada como se muestra en la Figura 10, o una estructura abierta.
En el sistema de la invención un conjunto de módulos detectores puede estar formado por dos o más módulos detectores (3), dependiendo del tamaño del dispositivo y de las necesidades impuestas or el uso que se pretende. En la Figura 1 se pueden ver cinco módulos detectores en cada conjunto, o capa. Por ejemplo, en la Figura 10 el conjunto más pequeño de módulos detectores es el que forma un dodecágono en el centro, incluyendo doce módulos detectores, mientras que el conjunto más externo que corresponde a la décima capa tiene un número de módulos detectores considerablemente mayor.
Fig. 2: concepto de módulo detector. En una de las configuraciones preferidas como se muestra en la Figura 2, cada módulo detector (izquierda, 3) consiste en un cristal centellador monolítico único (también llamado continuo) (Fig.2, derecha, elemento 1) acoplado a fotosensores (Fig.2, derecha, elemento 2) para leer la luz producida en el cristal por la interacción del rayo gamma. El cristal centelleador monolítico puede comprender cualquiera de los materiales mencionados anteriormente. En una configuración preferida el cristal centelleador monolítico (1) comprenderá LaBr3(Ce) y estará rodeado en las superficies más estrechas (bordes laterales) por series de píxeles SiPM como fotosensores (2). La combinación de decaimiento rápido y centelleador de alto rendimiento de luz junto con la rápida lectura de luz producida por los fotosensores SiPMs asegurará la capacidad de la invención propuesta de determinar por completo la secuencia Compton+fotoeléctrica del rayo gamma incidente, tanto en el espacio como en el tiempo.
Fig. 3: En esta figura mostramos una de las configuraciones preferidas de la cámara Compton con medida de tiempo de vuelo, en la que todos los módulos detectores (3) son idénticos y están dispuestos de tal manera que interfieren al rayo gamma entrante (7), para absorberlo completamente después de una o más interacciones Compton. El espesor de estas capas de módulos detectores o módulos detectores individuales se selecciona de manera que se minimice la ocurrencia de dispersiones Compton múltiples en el mismo módulo detector originadas por el mismo rayo gamma entrante (es decir, aproximadamente de 3 mm de espesor si se usa LaBr3(Ce) como centelleador). Sin embargo, el intervalo de espesor preferido en este caso puede variar entre 1 mm a 4 mm. No obstante se debe mencionar que el espesor preferido depende del material centelleador que se use y de la energía del rayo gamma incidente. Para una energía incidente de 511 keV el espesor preferido, si se usa otro material distinto de LaBr3(Ce), debería tener la misma probabilidad de absorción del rayo gamma que el del intervalo de espesor preferido mencionado anteriormente (1-4 mm) de LaBrs).
La distancia de separación entre dos capas de módulos detectores puede variar en un intervalo que depende de con cuánta precisión se pueda medir el tiempo en el que ocurre la interacción. Por lo tanto, no es apropiado dar valores numéricos para el intervalo, sino que es suficiente indicar que varía entre una magnitud del orden de milímetros y un orden de centímetros. De hecho, el límite superior vendrá impuesto simplemente por el tamaño de la cámara Compton, mientras que el límite inferior vendrá impuesto por la precisión del dispositivo. Por razones prácticas (tamaño completo del detector y coste) cuanto menor sea la distancia entre capas de módulos detectores mejor, mientras se garantice la identificación del orden temporal de secuencia de impacto.
Las distintas capas de módulos detectores pueden estar separadas, por ejemplo, por una distancia (desde varios milímetros hasta incluso varios centímetros) para permitir la determinación del orden temporal de cada interacción de rayo gamma dentro del sistema de cámara. El número de capas de módulos de la cámara Compton con medida de tiempo de vuelo (10 en esta figura) puede variar arbitrariamente sin limitar la generalidad de lo anterior.
Fig. 4: arriba, izquierda, en una realización adicional se pueden usar fibras WLS ("Wave Length Shifter") (Fig. 4, elemento 4) para conducir la luz de los distintos módulos detectores centelladores (1) hacia los fotosensores (2). Algunas fibras WLS tienen buenas propiedades que no solo ajustan la longitud de onda de la luz emitida con la longitud de absorción, sino que también tienen una atenuación larga de la luz reemitida (típicamente alrededor de 4 metros).
De acuerdo con esta realización se pueden usar series de SiPMs, APDs o fotomultiplicadores sensibles a la posición (Position Sensitive Photomultipliers (PSPMTs)). Ambas superficies mayores centelleadoras de un módulo detector pueden estar cubiertas por fibras WLS - como en la figura - o, según una realización alternativa, solo una de las superficies mayores centelleadoras está cubierta por fibras WLS. Las fibras WLS pueden estar dispuestas en distintas configuraciones para optimizar la cantidad de luz recogida y la información espacial de la distribución de la luz (directamente relacionada con la resolución espacial).
Las fibras WLS pueden estar hechas de cualquier material conocido en la técnica para este fin, tal como p-terfenil (PT) y tetrafenil-butadieno (TPB). La decisión sobre el material depende de la luz generada por el centelleador y la ventana óptica del fotomultiplicador usado. El espesor de las fibras WLS puede variar dependiendo del tamaño de la cámara Compton y las necesidades particulares según el uso que se pretende. Por ejemplo, pueden ser de 1 ,5 mm de espesor.
Arriba, derecha, Fig. 4b: se puede usar una solución híbrida para la configuración del fotosensor, como sigue:
- WLS pueden estar presentes sobre una de las superficies mayores centelladoras acopladas a fotosensores (aquí se pueden usar series de SiPMs, SiPMs digitales, APDs, diodos de avalancha de fotón único (SPADs) o fotomultiplicadores sensibles a la posición (PSPMTs)) mientras que alrededor de las superficies del borde más estrechas se pueden usar como fotosensores (2') series de SiPMs, SiPMs digitales, APDs y/o SPADs.
- WLS pueden estar presentes sobre ambas - como se muestra en la figura - superficies mayores centelladoras acopladas a fotosensores (aquí se pueden usar series de SiPMs, SiPMs digitales, APDs, diodos de avalancha de fotón único (SPADs) or fotomultiplicadores sensibles a la posición (PSPMTs)) mientras que alrededor de las superficies del borde más estrechas se pueden usar como fotosensores (2') SiPMs, SiPMs digitales, APDs y/o SPADs.
Abajo centro: se pueden disponer fotosensores (2) en ambos extremos de las fibras WLS (4) para aumentar la cantidad de luz emitida por el centelleador que puede ser recogida por el sistema. Esta configuración maximiza la cantidad de luz transmitida desde el centelleador (1) a los dispositivos fotosensores (2). Alternativamente, se pueden disponer fotosensores (2) en el extremo de las fibras WLS (4) para el caso en que solo una de las superficies mayores centelladoras está cubierta por fibras WLS. Esta realización se puede considerar también sin fotosensores todo alrededor de las superficies del borde más estrechas (2').
Fig. 5: Izquierda: en esta figura mostramos otra realización del módulo detector, en la que ambas superficies mayores centelladoras están ópticamente acopladas a un reflector (5) tal como un retro rref lector. Derecha: adicionalmente, se puede acoplar una placa frontal (6) entre el reflector (5) y la cara del centelleador. En ambos casos ambas superficies del centelleador están acopladas a fotosensores (1 +2).
Fig. 6: en esta figura mostramos otra realización, en la que una de las superficies mayores centelladoras de al menos un módulo detector está cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en uno de los extremos de las fibras WLS, mientras que la otra superficie mayor centelleadora está cubierta con el reflector (5). Las superficies más estrechas del borde del centelleador pueden estar cubiertas (derecha), o no cubiertas (izquierda), con fotosensores (2).
Fig. 7: en esta figura mostramos otra realización, en la que una de las superficies mayores centelladoras de al menos un módulo detector está cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en ambos extremos de las fibras WLS, mientras que la otra superficie mayor centelleadora está cubierta con el reflector (5). Las superficies más estrechas del borde del centelleador pueden estar cubiertas (derecha), o no cubiertas (izquierda), con fotosensores (2).
Fig. 8: en esta figura mostramos otra realización, en la que una de las superficies mayores centelladoras de al menos un módulo detector está cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en uno de los extremos de las fibras WLS, mientras que la otra superficie mayor centelleadora está cubierta por una placa frontal (6) ópticamente acoplada entre el reflector (5) y la cara del centelleador. Las superficies más estrechas del borde del centelleador pueden estar cubiertas (derecha), o no cubiertas (izquierda), con fotosensores (2).
Fig. 9: en esta figura mostramos otra realización, en la que una de las superficies mayores centelladoras de al menos un módulo detector está cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en ambos extremos de las fibras WLS, mientras que la otra superficie mayor centelleadora está cubierta por una placa frontal (6) ópticamente acoplada entre el reflector (5) y la cara del centelleador. Las superficies más estrechas del borde del centelleador pueden estar cubiertas (derecha), o no cubiertas (izquierda), con fotosensores (2).
Fig. 10: en esta figura mostramos una realización de la invención para aplicaciones en PET en la que los módulos detectores (3) forman cilindros concéntricos rodeando el objeto bajo estudio. Diez capas de módulos detectores se pueden ver y cada una de ellas está compuesta por un número creciente de "módulos detectores" según nos alejamos del centro, para conseguir una geometría cerrada. Un aspecto esencial es que la distancia entre las capas es suficiente para que la precisión en la medida del TOF permita distinguir la secuencia temporal de los impactos ("interacciones") producidas por un único rayo gamma incidente ("suceso").
Las dimensiones (D, d, H, y h), incluyendo el número de capas del dispositivo pueden ser ajustadas para las diferentes aplicaciones. Los módulos detectores pueden incluir WLS (4) acopladas a fotosensores (2) como se muestra en la Fig. 4 y/o a un reflector (5) / placas frontales (6) como se muestra en las Figs. 5-9.
La estructura anular permite una cobertura completa del campo de visión deseado, mientras que el número de capas permite una eficacia de detección elevada para los rayos gamma de 511 keV. Las dimensiones (D, d, H, y h), incluyendo el número de capas del dispositivo pueden ser ajustadas para las diferentes aplicaciones. En una realización preferida las capas de módulos detectores (3) comprenden LaBr3(Ce) de aproximadamente 3 mm de espesor separadas por aproximadamente 3 cm una de otra. En este caso se asume una resolución de tiempo de vuelo de 80 ps para distinguir secuencialmente las distintas interacciones Compton en las capas de módulos detectores. En la Fig. 10, los módulos detectores pueden incluir WLS (4) acopladas a fotosensores (2) como muestra la Fig. 4, para aumentar eficazmente la cantidad de luz recogida y/o un reflector (5)/placas frontales (6) ópticamente acopladas a las superficies mayores centelladoras no cubiertas por WLS (Figs. 5- 9). La cantidad de luz recogida está directamente relacionada con la resolución de la energía y de la secuencia temporal. Una buena resolución de la energía es crucial para una determinación precisa del ángulo del cono Compton (Fig. 1 , ecuación. 1). El ángulo de cono Compton en PET se usará para rechazar sucesos de dispersión dentro del cuerpo que va a ser examinado, y sucesos aleatorios que producen sucesos en coincidencia casuales (Fig. 1 1).
Fig. 1 1 : en una aplicación PET de la invención los sucesos en coincidencia verdadera pueden ser manejados apropiadamente, independientemente de si han sufrido dispersión en el cuerpo o en el módulo detector. Arriba: suceso en coincidencia verdadera en el que ambos rayos gamma cuya energía inicial era E0=511 keV, produjeron una interacción Compton dentro del detector. El rayo gamma que va hacia abajo (arriba) interacciona a t1 (t3) depositando la energía E1 (E3) y el rayo gamma disperso interacciona a t2(t4) depositando la energía E2(E4). En los PET actuales este suceso sería descartado puesto que no hay modo de conocer la secuencia de tiempo y consecuentemente la LOR no puede ser determinada de forma unívoca. Se debe notar que ambos conos de las posibles direcciones de los dos rayos originales intersectan con la LOR. Abajo izquierda: suceso en coincidencia en el que uno de los rayos gamma ha sufrido dispersión dentro del cuerpo humano. Estos sucesos producen ruido en la imagen debido a la falsa LOR (8) que se obtiene como resultado de unir con una línea recta los dos puntos de interacción en el detector. En los actuales escáneres PET estos sucesos son rechazados en base puramente a la información energética. La presente invención permite un rechazo mucho más eficaz de estos sucesos basado en el análisis cuidadoso del suceso: ninguno de los dos conos de Compton intersecta la falsa LOR (8). Abajo derecha: suceso de coincidencia aleatoria en el que dos interacciones de positrón coinciden casualmente en el tiempo. Un análisis cuidadoso del suceso permite también rechazar sucesos aleatorios. En estos casos es posible también la determinación de la verdadera LOR (9).

Claims

REIVINDICACIONES
1. Un sistema de cámara Compton de rayos gamma con medida del tiempo de vuelo que comprende:
- una pluralidad de módulos detectores (3), cada módulo detector comprende un material sensible a radiación gamma,
- dichos módulos detectores (3) están dispuestos en capas formadas por módulos detectores individuales, o por conjuntos de módulos detectores, dichas capas están dispuestas de tal forma que interfieren un rayo gamma incidente para absorberlo completamente o parcialmente después de una o más interacciones Compton, y están separadas espacialmente para permitir la determinación del orden de secuencia temporal de cada interacción de rayo gamma dentro del sistema de la cámara,
- electrónica de lectura y Sistema de Adquisición de Datos en el que serán leídas, digitalizadas y enviadas a la unidad de procesado para análisis posterior las señales procedentes de los módulos detectores (3), y que es capaz de obtener la posición 3D, la energía y el orden de la secuencia temporal de las interacciones individuales - Compton y fotoeléctricas - producidas por un único rayo gamma incidente, permitiendo la determinación de la secuencia temporal completa de todas las interacciones de rayos gamma dentro del volumen del detector de rayos gamma.
2. Un sistema según la reivindicación 1 , en el que al menos un módulo detector comprende cristales centelladores (1) como material sensible a la radiación, ópticamente acoplado a series de fotosensores (2).
3. Un sistema según la reivindicación 2, en el que hay fotosensores (2) acoplados al cristal centelleador (1) a través de al menos una de las superficies laterales más estrechas de cada cristal centelleador (1).
4. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 3, en el que el cristal centelleador es un cristal centelleador monolítico (1).
5. Un sistema según la reivindicación 4, en el que el cristal centelleador monolítico (1) es seleccionado entre un cristal orgánico centelleador, cristal inorgánico centelleador, centelleador líquido, centelleador gaseoso o combinaciones de ellos para los distintos módulos detectores (3).
6. Un sistema según la reivindicación 4, en el que el cristal centelleador monolítico (1) es seleccionado entre LaBr3(Ce) o Xe líquido o combinaciones de ellos para los distintos módulos detectores (3).
7. Un sistema según la reivindicación 2, en el que el cristal centelleador (1) es un cristal pixelado.
8. Un sistema según la reivindicación 2, en el que el cristal centelleador (1) es una combinación de un cristal pixelado para al menos un módulo detector y al menos un cristal centelleador monolítico para al menos otro de los módulos detectores.
9. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 8, en el que los fotosensores (2) son series de SiPms, diodos de avalancha de fotón único (SPADs), SiPms digitales, fotodiodos de avalancha, fotomultiplicadores sensibles a la posición, fotomultiplicadores, fototransistores, fotodiodos, foto-ICs o combinaciones de ellos para los distintos módulos detectores (3).
10. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 9, en el que al menos uno de los módulos detectores (3) comprende fibras desplazadoras de longitud de onda -WLS- (4) acopladas a una o varias de sus superficies centelleadoras para conducir la luz procedente del cristal centelleador (1) hacia los fotosensores (2).
1 1. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 10, en el que al menos uno de los módulos detectores (3) tiene una de las dos, o ambas, superficies mayores centelleadoras acoplada ópticamente a una superficie reflectora (5).
12. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 1 1 , en el que al menos uno de los módulos detectores (3) tiene una placa frontal (6) ópticamente acoplada entre la superficie del reflector (5) y al menos una de sus superficies mayores centelleadoras.
13. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 10, en el que al menos uno de los módulos detectores (3) tiene una de sus superficies mayores centelleadoras cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en uno o ambos extremos de las fibras WLS, mientras que el extremo opuesto de la superficie mayor centelleadora está acoplado a una superficie reflectora (5).
14. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 2 a 10, en el que al menos uno de los módulos detectores (3) tiene una de sus superficies mayores centelleadoras cubierta con fibras WLS (4) acopladas a fotosensores (2) en uno o ambos extremos de las fibras WLS, mientras la otra de las superficies mayores centelleadoras está cubierta por una placa frontal (6) acoplada ópticamente entre el reflector (5) y una cara del centelleador.
15. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 11 a 14, en el que la superficie reflectora (5) en al menos uno de los módulos detectores (3) está seleccionada entre un retro rref lector y una superficie absorbedora de luz.
16. Un sistema según la reivindicación 1 , en el que al menos uno de los módulos detectores (3) está hecho de un detector de estado sólido.
17. Un sistema según una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 4, o una cualquiera de las reivindicaciones 7 a 15, en el que al menos uno de los módulos detectores (3) comprende radiadores de Cherenkov como material sensible a la radiación gamma (1).
18. Un dispositivo para obtención de imágenes con fuentes de rayos gamma, que comprende el sistema definido en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17.
19. Un dispositivo según la reivindicación 18, que es un dispositivo de Tomografía de Emisión de Positrones que comprende el sistema definido en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17.
20. Un dispositivo según la reivindicación 18, que es un dispositivo de Tomografía Computarizada de emisión monofotónica - SPECT - que comprende el sistema definido en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17.
21. Un dispositivo según la reivindicación 19, que es un dispositivo de Tomografía de Emisión de Positrones en el que los módulos detectores forman cilindros concéntricos que rodean el objeto bajo estudio.
22. Un dispositivo según la reivindicación 19, que es un dispositivo de Tomografía de Emisión de Positrones en el que los módulos detectores forman cilindros concéntricos que no están cerrados - geometría abierta -.
23. Uso del sistema definido en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17, o del dispositivo de una cualquiera de las reivindicaciones 18 a 22, en obtención de imágenes por técnicas nucleares.
24. Uso del sistema definido en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17, o del dispositivo de una cualquiera de las reivindicaciones 18 a 22, en telescopios para astrofísica, de rayos gamma.
25. Uso del sistema definido en una cualquiera de las reivindicaciones 1 a 17, o del dispositivo de una cualquiera de las reivindicaciones 18 a 22 en la monitorización o desmantelamiento de plantas de energía nuclear.
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