Dispositivo en matriz y procedimiento de determinación de localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma y el uso del dispositivo para determinar la localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma en la tomografía por emisión de positrones.

Un dispositivo en matriz de determinación de la localización y tiempo de interacción de cuantos gamma,

comprendiendo el dispositivo una cámara de escintilación, caracterizado porque la cámara (1) de escintilación contiene placas (8) de escintilación construidas de plástico escintilador preferentemente dopado con átomos con número atómico de al menos 50, y porque una superficie de las placas (8) de escintilación está configurada para reflejar fotones incidentes en la superficie desde el interior de la cámara de escintilación según un ángulo mayor que un ángulo límite, y porque comprende adicionalmente fotomultiplicadores (10) que constituyen paredes detectoras (10F, 10T, 10L, 10G, 10P, 10D) que registran en cada lado (L, G, P, D) de la cámara de escintilación y en la parte anterior (F) y posterior (T) de la cámara de escintilación pulsos de luz que emergen desde la cámara de escintilación, y también porque los pulsos de luz resultantes son conviertidos en señales eléctricas por medio de una matriz de fotomultiplicadores (10) que forman las paredes detectoras (10F, 10T, 10L, 10G, 10P, 10D) situadas entre las placas (8) de escintilación y una carcasa del dispositivo (2), en la que los fotomultiplicadores (10) son fijados a una placa (11) de montaje que es fijada a la carcasa que protege y mantiene al dispositivo (2) completo, en el que la carcasa del dispositivo (2) es fijada a un bastidor (12) en el que son embebidas las placas (8) de escintilación, y en el que la placa (11) de montaje para el soporte de los fotomultiplicadores (10) tiene una red de orificios recortados, cuyo tamaño y forma coincide con el tamaño y forma de una carcasa de los fotomultiplicadores (10), y en el que entre los fotomultiplicadores (10) y las placas (8) de escintilación está presente una capa (13) de aire, y en el que el dispositivo comprende adicionalmente un sistema electrónico configurado para:

- en la primera etapa de análisis de datos, seleccionar aquellos eventos para los que se registraron las señales en al menos tres capas laterales (L, B, P, D) y en la capa anterior (F) y posterior (T) de los fotomultiplicadores (10),

- y a continuación incluir en el procesamiento adicional solo aquellas señales que aparecen dentro de un intervalo de tiempo fijado,

- y a continuación determinar la localización de la reacción del cuanto en un plano (xy) de la placa (8) de 25 escintilación con tres procedimientos independientes:

- en base a la amplitud de las señales de las capas de fotomultiplicador (10) anterior (P) y posterior (T),

- en base a las amplitudes de las señales desde las capas de fotomultiplicador laterales (L, G, P, D),

- y en base al tiempo de las señales del fotomultiplicador (10) desde las capas anterior (P) y posterior (T)

- y para tomar como resultado final la media ponderada con las incertidumbres de medición apropiadas,

- y para determinar la profundidad de interacción del cuanto gamma (DOI) y las líneas LOR para dos cuantos gamma coincidentes a partir de la distribución de amplitudes de señal en los fotomultiplicadores en los paneles laterales de las placas,

- y a continuación definir el punto de aniquilación a lo largo de la línea LOR en base al tiempo de las señales desde todos los fotomultiplicadores,

- y para proporcionar una imagen tomográfica a partir del conjunto proporcionado de líneas LOR reconstruidas y la localización de los puntos de aniquilación a lo largo de estas líneas.

Dispositivo en matriz y procedimiento de determinación de localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma y el uso del dispositivo para determinar la localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma en la tomografía por emisión de positrones La materia objeto de la invención es un dispositivo en matriz y un procedimiento de determinación de la localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma y el uso del dispositivo para determinar la localización y tiempo de reacción de los cuantos gamma en la tomografía por emisión de positrones. Más específicamente la invención describe una solución para determinar la distribución espacial de la concentración de sustancias seleccionadas en el cuerpo y cambios de su concentración con el tiempo.

La tomografía por emisión de positrones se basa en la determinación de la distribución espacial de la concentración de sustancias seleccionadas en el cuerpo y los cambios de esta concentración con el tiempo. Con este fin, se administran al paciente productos farmacéuticos marcados con isótopos radiactivos emisores de positrones. El marcador radiactivo se elige de modo que decaiga con la emisión de los positrones. La tomografía utiliza el hecho de que el positrón desde el marcador y el electrón de un átomo del cuerpo se aniquilan en contacto entre sí y sus masas se convierten en energía en la forma de cuantos gamma. Más frecuentemente estos son dos cuantos gamma que vuelan en sentidos opuestos a lo largo de la línea con una energía exactamente definida igual a 511 keV. La aniquilación ocurre típicamente solo a unos pocos milímetros del decaimiento del marcador. Este hecho determina un límite natural de definición de la imagen PET. La tomografía PET permite localizar el marcador radiactivo midiendo la dirección del vuelo de los cuantos de aniquilación. Los detectores de radiación se disponen normalmente en capas que forman un anillo alrededor del paciente. Actualmente, todos los tomógrafos PET comerciales usan un material escintilador inorgánico para la detección. La energía del cuanto gamma que incide en el escintilador se puede transferir parcial o completamente a un electrón del material, que entonces produce destellos de luz por medio de la ionización y desexcitación de átomos o moléculas del escintilador. Estos destellos se convierten entonces en pulsos eléctricos mediante fotomultiplicadores conectados a los escintiladores. El número de fotones generados en el material escintilador es proporcional a la energía que un cuanto transfiere al electrón. A su vez, la carga de la señal eléctrica generada por fotomultiplicadores es proporcional al número de fotones incidentes sobre la ventana del fotomultiplicador. Para la energía de los cuantos gamma que llega a 511 keV hay dos procedimientos significativos denominados efecto fotoeléctrico y efecto Compton. En el primer procedimiento el cuanto gamma transfiere al electrón su energía completa, mientras que en el segundo procedimiento solo se transfiere parte de la energía dependiendo también del ángulo de dispersión del electrón. Como resultado de estos procedimientos, el espectro de carga de las señales registradas consiste en una distribución continua que corresponde al efecto Compton y un pico que corresponde al efecto fotoeléctrico. La separación de sus máximos permite distinguir los casos en los que la aniquilación de los cuantos de energía de 511 keV alcanzó el escintilador sin perturbación de todos los otros casos. En los tomógrafos actuales se usan cristales escintiladores, realizados normalmente en un tamaño de aproximadamente 5 cm x 5 cm y que se abren adicionalmente en piezas más pequeñas con dimensiones de 0, 5 cm x 0, 5 cm separadas entre sí por un material reflectante. El extremo de cada módulo escintilador se conecta a fotomultiplicadores que convierten la luz en impulsos eléctricos. Esta disposición permite determinar, con una precisión igual al tamaño de la unidad pequeña, la posición en la que reaccionó el cuanto gamma. Por lo tanto, en el análisis adicional, se supone que el cuanto fue absorbido en mitad de la unidad. Esto produce un emborronado de la imagen, mayor cuanto más alejada del eje del tomógrafo ocurra la aniquilación, y mayor sea el módulo del escintilador. Se trata de mejorar la resolución de la imagen calculando el punto de aniquilación a lo largo de la línea de vuelo de los cuantos mediante la medición de la diferencia de tiempo entre la llegada de los cuantos gamma a los detectores. En la literatura esta técnica es conocida como TOF (tiempo de vuelo) , y los tomógrafos que usan las mediciones de tiempo se denominan PET-TOF. Para una aplicación eficiente de esta técnica se requiere una resolución de tiempos del orden de decenas de picosegundos, inalcanzable en los tomógrafos actuales basados en escintiladores inorgánicos.

En la Solicitud de Patente US 2006060823 (publicada el 26-03-2006) se describe una invención para un escintilador de detección de radiación que usa un compuesto flexible. Este compuesto se crea por la rápida mezcla de elementos densos, dopados con tierras raras de oxiortosilicato (por ejemplo, LSO:Ce, LSO:Sm o GSO:Ce) con un aglutinante que sea transparente a la radiación emitida desde el escintilador. Los compuestos son uniformes y pueden realizarse en tamaños grandes y formas diferentes. De modo importante, dicho compuesto puede emitir radiación en el intervalo de respuestas que corresponden al fotomultiplicador (400 nm) lo que incrementa la eficiencia del detector.

En la Solicitud de Patente US 2008237470 (publicada el 02-10-2008) se presenta un detector de escintilador que contiene nanopartículas de un componente de escintilación embebido en una matriz de material plástico. Las nanopartículas se pueden realizar a partir de materiales tales como óxidos metálicos, oxohaluros metálicos, oxisulfatos de metales o haluros metálicos. Se desarrollaron nuevas formas de producir nanopartículas en las que las partículas se pueden recubrir por un material orgánico o polímeros antes de asentarse en una matriz plástica. Se desarrolló también la técnica de coincidencia de la reflectante de la matriz plástica mediante el uso de nanopartículas de dióxido de titanio. El escintilador se puede unir con al menos un sistema fotodetector que forma un detector de escintilación, que se puede adaptar para su uso en sistemas de imágenes de rayos X, tales como sistemas digitales de imágenes de rayos X, mamografías, CT, PET o SPECT o en detectores seguros de radiación y

detectores subterráneos de radiación.

En las Solicitudes de Patente US 2008296505 (publicada el 04-12-2008) y WO 2007082126 (publicada el 19-072007) se describe la forma de reconstruir la imagen del tiempo de vuelo (TOF) . Incluye la obtención de la silueta del objeto investigado en el área (14) de ensayo del sistema (10) de imágenes. Los eventos relacionados con la radiación emitida desde el objeto se registran y convierten en datos electrónicos. Las señales eléctricas que corresponden a la radiación incidente desde el exterior del objeto se eliminan, reconstruyendo de ese modo las imágenes finales a partir de los datos electrónicos restantes.

En la Solicitud de Patente US 2004173752 (publicada el 09-09-2004) se demostró que en caso de ciertas perovskitas orgánicas híbridas/inorgánicas como material escintilador, la radiación se genera en el intervalo óptico a una velocidad aproximadamente por debajo de los nanosegundos, y se puede usar el mismo escintilador como un detector de la radiación gamma en tomografía PET. El escáner PET, de acuerdo con la invención, contiene compuestos de perovskitas orgánicas híbridas/inorgánicas basados en escintilador seleccionados entre compuestos de fórmulas específicas. La velocidad de respuesta conocida para los escintiladores actualmente usados en tomografía PET es muy limitada, debido a que hay una limitación en la resolución obtenida por este procedimiento. Para resolver este problema, se ha estimado que la velocidad de respuesta del escintilador debería ser de aproximadamente 0, 1 ns. El desarrollo de dicho escintilador permitió limitar la resolución temporal obtenida con este procedimiento. En la solicitud descrita se dan los procedimientos de fabricación y la composición de dichos escintiladores en el orden de varios centímetros cúbicos. Sin embargo, para conseguir la resolución espacial a lo largo de las líneas de respuesta, que sería del orden de la incertidumbre natural originada a partir de la absorción de positrones en el cuerpo del paciente, la resolución temporal requerida debería ser mejor de 50 ps y la imagen económica del cuerpo humano completo necesita escintiladores rápidos de un tamaño del orden de metros.

En la Solicitud de Patente EP 2047297... [Seguir leyendo]

1. Un dispositivo en matriz de determinación de la localización y tiempo de interacción de cuantos gamma, comprendiendo el dispositivo una cámara de escintilación, caracterizado porque la cámara (1) de escintilación contiene placas (8) de escintilación construidas de plástico escintilador preferentemente dopado con átomos con número atómico de al menos 50, y porque una superficie de las placas (8) de escintilación está configurada para reflejar fotones incidentes en la superficie desde el interior de la cámara de escintilación según un ángulo mayor que un ángulo límite, y porque comprende adicionalmente fotomultiplicadores (10) que constituyen paredes detectoras (10F, 10T, 10L, 10G, 10P, 10D) que registran en cada lado (L, G, P, D) de la cámara de escintilación y en la parte anterior (F) y posterior (T) de la cámara de escintilación pulsos de luz que emergen desde la cámara de escintilación, y también porque los pulsos de luz resultantes son conviertidos en señales eléctricas por medio de una matriz de fotomultiplicadores (10) que forman las paredes detectoras (10F, 10T, 10L, 10G, 10P, 10D) situadas entre las placas (8) de escintilación y una carcasa del dispositivo (2) , en la que los fotomultiplicadores (10) son fijados a una placa (11) de montaje que es fijada a la carcasa que protege y mantiene al dispositivo (2) completo, en el que la carcasa del dispositivo (2) es fijada a un bastidor (12) en el que son embebidas las placas (8) de escintilación, y en el que la placa (11) de montaje para el soporte de los fotomultiplicadores (10) tiene una red de orificios recortados, cuyo tamaño y forma coincide con el tamaño y forma de una carcasa de los fotomultiplicadores (10) , y en el que entre los fotomultiplicadores (10) y las placas (8) de escintilación está presente una capa (13) de aire, y en el que el dispositivo comprende adicionalmente un sistema electrónico configurado para:

- en la primera etapa de análisis de datos, seleccionar aquellos eventos para los que se registraron las señales en al menos tres capas laterales (L, B, P, D) y en la capa anterior (F) y posterior (T) de los fotomultiplicadores (10) , -y a continuación incluir en el procesamiento adicional solo aquellas señales que aparecen dentro de un intervalo de tiempo fijado, -y a continuación determinar la localización de la reacción del cuanto en un plano (xy) de la placa (8) de escintilación con tres procedimientos independientes:

- en base a la amplitud de las señales de las capas de fotomultiplicador (10) anterior (P) y posterior (T) , -en base a las amplitudes de las señales desde las capas de fotomultiplicador laterales (L, G, P, D) , -y en base al tiempo de las señales del fotomultiplicador (10) desde las capas anterior (P) y posterior (T)

- y para tomar como resultado final la media ponderada con las incertidumbres de medición apropiadas, -y para determinar la profundidad de interacción del cuanto gamma (DOI) y las líneas LOR para dos cuantos gamma coincidentes a partir de la distribución de amplitudes de señal en los fotomultiplicadores en los paneles laterales de las placas, -y a continuación definir el punto de aniquilación a lo largo de la línea LOR en base al tiempo de las señales desde todos los fotomultiplicadores, -y para proporcionar una imagen tomográfica a partir del conjunto proporcionado de líneas LOR reconstruidas y la localización de los puntos de aniquilación a lo largo de estas líneas.

2. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque el voltaje es distribuido a los dinodos del fotomultiplicador (10) por los divisores (14) de voltaje, que están adaptados al tipo de fotomultiplicador, y que el divisor (14) de voltaje se alimenta a través de cables (15) de voltaje desde una fuente de alimentación colocada en la carcasa para la electrónica adyacente a la cápsula de los fotomultiplicadores, y en el que se proporcionan las señales desde los fotomultiplicadores a los circuitos (3) electrónicos usando cables (16) de señal.

3. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque las placas (8) de escintilación son conectadas mediante un cemento (9) óptico cuyo índice de refracción es similar al índice de refracción del material del que están fabricadas las placas (8) del escintilador, en tanto que índices de refracción similares minimizan la reflexión de los fotones en el lugar de la conexión.

4. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque las placas (8) de escintilación están separadas de la cámara interior con una lámina (17) opaca a la luz.

5. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque se puede ver una cubierta (8) de plástico desde el lado del paciente.

6. El dispositivo de acuerdo con la reivindicación 1, caracterizado porque las paredes de los fotomultiplicadores comprenden una pared derecha (P) , izquierda (L) , superior (G) e inferior (D) y paredes que registran la luz en la parte anterior (F) y posterior (T) .

7. Un procedimiento para la determinación de la localización y tiempo de interacción de cuantos gamma, caracterizado porque el procedimiento es realizado mediante el uso del dispositivo en matriz de acuerdo con la reivindicación 1.

8. El procedimiento de acuerdo con la reivindicación 7, caracterizado porque un circuito electrónico convierte la amplitud y tiempo de aparición de las señales en números, que se envían al ordenador (4) en forma binaria, en el

que en base a ellos se reconstruye la distribución de densidad del marcador radiactivo en el cuerpo del paciente.

9. El procedimiento de acuerdo con la reivindicación 7, caracterizado porque es determinada la profundidad de la interacción (DOI) del cuanto gamma a partir de la distribución de las amplitudes de la señal en los fotomultiplicadores (10) en los paneles laterales de las placas, en el que en base al punto de reacción y conocimiento acerca de las amplitudes y tiempos de las señales registradas por los fotomultiplicadores (10) es determinada la energía depositada en el material de escintilación por el cuanto gamma y el tiempo de reacción, es calculada la localización de la aniquilación a lo largo de la línea LOR, con lo que el conjunto proporcionado de líneas LOR reconstruidas y la localización de los puntos de aniquilación a lo largo de estas líneas proporciona una imagen tomográfica.

10. El procedimiento de acuerdo con la reivindicación 7, caracterizado porque la energía depositada por el cuanto gamma en el material escintilador y el tiempo de reacción son determinados teniendo cuenta el número total de fotomultiplicadores (10) , que dan una señal debido a la reacción del cuanto gamma, la distancia entre el punto de reacción y la parte media de la ventana del fotomultiplicador (ï?ri) , la constante de calibración (ï?®s) que corresponde a la velocidad de la señal de la luz en el escintilador, y la constante de calibración (ï?¬) , que indica la atenuación de la señal, incertidumbre (ï?³) de determinación de la amplitud.

11. El procedimiento de acuerdo con cualquiera de las reivindicaciones de 7 a 8, caracterizado porque es usado en tomografía por emisión de positrones.

12. El uso del dispositivo tal como se define en las reivindicaciones 1 a 6 en la tomografía por emisión de positrones.