Development of high resolution and efficiency detectors based on Silicon Photomultipliers (SiPMs) and continuous crystals for medical physics applications

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Publication date
2017
Reading date
19-06-2017
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Abstract
El trabajo presentado en esta tesis introduce y evalúa dos aspectos novedosos en los detectores de rayos gamma para imagen médica: el uso de fotomultiplicadores de silicio (SiPMs, en inglés) acoplados a cristales centelleadores continuos. Tradicionalmente, los tubos fotomultiplicadores (PMTs, en inglés) acoplados a cristales centelleadores han jugado un papel dominante en la detección de rayos gamma. En los últimos años ha aparecido un nuevo tipo de fotodetector de estado sólido, el SiPM, como opción para sustituir a los PMTs en ciertas aplicaciones. Los SiPMs tienen una ganancia y una eficiencia cuántica altas, un voltaje de operación bajo y unas propiedades temporales excelentes. Además, son dispositivos muy compactos e insensibles a los campos magnéticos. Estas propiedades hacen de los SiPMs un excelente candidato para usarlos en aplicaciones de física médica. Normalmente, la detección de los rayos gamma se lleva a cabo utilizando detectores basados en cristales centelleadores pixelados acoplados a un fotodetector segmentado porque ofrecen una manera sencilla de identificar el lugar donde ha tenido lugar la interacción. Sin embargo, en esta configuración la mejora de la resolución espacial implica la reducción de la sensibilidad, y al revés. El uso de cristales centelleadores continuos acoplados a SiPMs podría aumentar la resolución espacial y la sensibilidad al mismo tiempo, además de reducir el coste del bloque detector. El trabajo presentado se desarrolló en el grupo IRIS (Image Reconstruction, Instrumentation and Simulations for medical applications) del IFIC-Valencia. Se inició cuando el uso de los SiPMs estaba empezando y llevó a desarrollos importantes. En esta tesis, se han probado diferentes tipos de cristales centelleadores continuos acoplados a SiPMs de varios fabricantes para demostrar la viabilidad de esta tecnología en el desarrollo de nuevos conceptos de detector y aplicaciones en física médica. La mayor parte de la tesis trata el desarrollo de un prototipo PET para animales pequeños basado en cristales centelleadores continuos de LYSO y SiPMs. Además, también se presentan las primeras pruebas de un telescopio Compton basado en SiPMs y cristales centelleadores continuos de LaBr3 para la monitorización del tratamiento en terapia hadrónica. La terapia hadrónica es una técnica para el tratamiento del cáncer basada en la irradiación de los tumores con iones ligeros, normalmente protones o iones de carbono. Durante el tratamiento, las partículas del haz excitan los núcleos de los tejidos del paciente y se emiten partículas secundarias. En el proceso de desexcitación nuclear se emiten fotones en un espectro característico, siendo más abundantes en las energías comprendidas entre 1 y 7 MeV. La producción de estos fotones está correlacionada con la dosis absorbida y además tiene lugar a los pocos nanosegundos de la irradiación, por lo que su detección se puede usar para monitorizar el tratamiento en tiempo real. Un telescopio Compton se podría usar para localizar el origen de los fotones emitidos durante el tratamiento con terapia hadrónica. El grupo IRIS, dentro del proyecto europeo ENVISION, desarrolló un primer prototipo de un detector basado en cristales centelleadores continuos de LaBr3 acoplados a SiPMs para su uso en un telescopio Compton. El detector estaba compuesto por un cristal continuo de LaBr3 de tamaño 16 mm x 18 mm x 5 mm acoplado a una matriz de SiPMs, en este caso un array de MPPCs fabricado por Hamamatsu modelo S11064-050P de la misma superficie y compuesto por 16 (4 x 4) píxeles de 3 x 3 mm2. La electrónica de lectura empleada fue el ASIC SPIROC1. El detector mostraba un comportamiento lineal hasta los 1275 keV. La resolución energética obtenida fue del 7% FWHM a 511 keV y mejoraba hasta el 6.5% FWHM si se ecualizaba la respuesta de todos los píxeles del array del MPPC. La resolución temporal fue de 3.1 ns si se empleaba la señal suma de la salida del detector. La resolución espacial obtenida en toda la superficie del cristal fue de 0.7 mm FWHM. Para evaluar el rendimiento del detector en modo telescopio, se llevaron a cabo pruebas añadiendo un segundo plano de detección detrás del que se acaba de describir, trabajando ambos en coincidencia temporal. El segundo plano estaba compuesto por un cristal de LYSO de 12 mm x 12 mm x 5 mm acoplado al mismo modelo de array de MPPCs, de manera que el cristal cubría 9 de los 16 píxeles. Para estas pruebas, se usó una fuente de Na22 colocada delante del primer detector, donde los fotones sufrían dispersión Compton y después, en el segundo detector, interaccionaban a través de otra dispersión Compton o por fotoabsorción. Se obtuvieron espectros energéticos sin coincidencia temporal con el LaBr3 y con el LYSO que se usaban como referencia para realizar la calibración energética. Trabajando en coincidencia temporal fue posible recuperar el espectro de Na22. Con este prototipo también se obtuvieron imágenes de fuentes puntuales. En un escáner PET, los dos principales parámetros que hay que maximizar son la sensibilidad y la resolución espacial. El uso de cristales centelleadores continuos acoplados a SiPMs puede mejorar al mismo tiempo ambas magnitudes. Para probar esta tecnología, se desarrolló un detector basado en un cristal centelleador continuo de LYSO de tamaño 12 mm x 12 mm x 5 mm acoplado a una matriz monolítica de SiPMs de la misma superficie desarrollada en el FBK-irst y compuesta por 64 elementos distribuidos en 8 x 8 píxeles. Cada píxel tenía un tamaño de 1.5 x 1.4 mm2 con un pitch de 1.5 mm en las dos direcciones. La electrónica de lectura empleada fue el ASIC MAROC2. Se hicieron pruebas con cristales centelleadores pintados de distintos modos para evaluar su rendimiento: blanco, negro y blanquinegro. El cristal blanco fue el que mejores resultados ofreció, con un comportamiento lineal hasta los 1275 keV, una resolución energética del 15% FWHM a 511 keV, una resolución temporal de 6 ns FWHM y una resolución espacial de 0.7 mm FWHM. El algoritmo de determinación de la posición empleado demostró que era capaz de reconstruir la posición de interacción con una resolución espacial mejor que un milímetro, incluso cerca de los bordes del cristal y sin necesidad de calibración previa. Para obtener imágenes tomográficas, se montaron dos detectores con los cristales blancos enfrentados a una distancia de 45.8 mm, unidos entre sí a través de un soporte de metacrilato, el cual giraba solidariamente junto con una mesa de rotación, de manera que cubrían seis posiciones angulares desde 0º a 150º en pasos de 30º. La FWHM de las imágenes obtenidas fue cercana a 1 mm. También se llevaron a cabo simulaciones con GEANT4 que incluían la generación y el transporte de fotones ópticos. Una vez se tuvo una simulación válida para cristales cuboides, se simularon cristales trapezoidales para reducir con ellos el espacio entre detectores y de esa manera aumentar la sensibilidad en un anillo completo. Además, también se consideró colocar el fotodetector en la superficie de entrada del cristal, lo que se espera que mejore el rendimiento. Los resultados de las simulaciones se compararon con datos reales, principalmente en términos de distribución de la luz y de determinación de la posición en el cristal. Los resultados obtenidos con las simulaciones de cristales trapezoidales mostraron una distribución de la luz distinta para cada geometría, como era de esperar, reproduciendo los datos experimentales. Esto demostró que la simulación se podía usar con cristales trapezoidales. Sin embargo, el algoritmo de determinación de la posición que se empleó era el mismo que se había desarrollado para cristales cuboides y no estaba adaptado para las particularidades geométricas de los cristales trapezoidales. Tanto la aplicación de terapia hadrónica como la de PET alcanzaron un punto en el que la electrónica de lectura que se empleaba en los detectores necesitó aumentar el número de canales. En esta situación, la solución fue desarrollar un sistema de adquisición de datos (DAQ) que usase el mismo ASIC para las dos aplicaciones. Esto permitía unificar las dos líneas de investigación y continuar con los desarrollos dentro del grupo de investigación. El principal problema era que la aplicación para terapia hadrónica hacía uso de arrays de MPPCs con una polaridad de salida positiva, mientras que la aplicación para PET empleaba matrices de SiPMs con una polaridad de salida negativa. El ASIC VATA64HDR16 se escogió por varias razones: tenía un número de canales lo suficientemente amplio, era capaz de trabajar con señales de entrada positivas y negativas y permitía ajustar el voltaje de operación de cada canal de forma independiente. Además, el grupo IRIS tenía experiencia con otros chips de la misma familia para otras aplicaciones y previamente había desarrollado una tarjeta de adquisición que se podía adaptar para controlar este ASIC. Para las pruebas se usó un array de MPPCs de Hamamatsu modelo S11064-050P compuesto por 16 (4 x 4) píxeles de 3 x 3 mm2 acoplado a cristales de LYSO y de LaBr3 de 16 mm x 18 mm x 5 mm. La particularidad de este modelo de MPPC es que el ánodo y el cátodo son independientes, por lo que dependiendo del esquema de alimentación se pueden conseguir señales de salida positivas o negativas y así evaluar el rendimiento del ASIC para cada una de ellas. Se llevaron a cabo pruebas de rango dinámico, de resolución temporal, de ecualización de la respuesta del detector, de selección del tiempo de retardo a la retención y estudios de resolución energética. Las pruebas llevadas a cabo permitieron comprobar que el rendimiento de este ASIC para señales negativas era limitado y que estaba optimizado para señales positivas. Además, su respuesta temporal mostraba una fuerte dependencia de la amplitud de la señal de entrada (timewalk). Aunque el rendimiento del ASIC VATA64HDR16 no era óptimo, cumplía con los requisitos para nuestras aplicaciones. Basado en los resultados obtenidos con el primer prototipo, se desarrolló un segundo prototipo de PET para animales pequeños con el objetivo de hacerlo escalable a una geometría de anillo completo. Las principales diferencias fueron el uso del ASIC VATA64HDR16 como electrónica de lectura y la sustitución de las matrices de SiPMs por una nueva versión que mejoraba significativamente varios parámetros del fotodetector. Las matrices de SiPMs se cambiaron por las AdvanSiD ASD-RGB1.5S-P-8x8A que estaban compuestas de 64 píxeles (8 x 8) de tamaño 1.45 x 1.45 mm2 Los cristales centelleadores continuos empleados eran de LYSO pintados de blanco y tenían unas dimensiones de 12 mm x 12 mm x 10 mm. Los detectores se ensamblaron en el IFIC-Valencia y se realizaron las primeras pruebas de caracterización. Después, el sistema se envió a la Universidad Técnica de Múnich (TUM) para probarlo con fuentes puntuales y FDG. Para obtener imágenes tomográficas se montaron dos detectores con los cristales blancos enfrentados. Se aumentó la distancia a 61.1 mm, de manera que cubrían ocho posiciones angulares desde 0º a 157.5º en pasos de 22.5º. Las pruebas realizadas permitieron unas condiciones aceptables para la obtención de imágenes. Las imágenes reconstruidas de fuentes puntuales de Na22 obtenidas con los cristales continuos blancos de 10 mm de grosor mostraban una FWHM de 1 mm. Además, se hicieron pruebas con FDG y un fantoma que consistía en un cilindro de metacrilato de 12 mm de diámetro con 9 agujeros dispuestos en una matriz de 3 x 3. El diámetro de los agujeros era de 1.2 mm y la distancia entre centros de 2.4 mm en ambas direcciones. Se taparon todos los agujeros menos dos, situados en esquinas opuestas, que se llenaron con FDG. Con los cristales de 5 mm de grosor consiguió distinguir la estructura de los agujeros llenos con FDG. Las pruebas con FDG fueron un intento de estudiar el funcionamiento del prototipo con fuentes líquidas, comprobar las limitaciones del sistema e identificar los problemas a resolver. El uso de matrices con señales de salida negativas limitaba mucho el rendimiento del ASIC VATA64HDR16. En resumen, el desarrollo de esta tesis ha sido esencial para evaluar tecnologías y conceptos de detector que estaban siendo investigados por un reducido número de grupos de investigación en ese momento y que ahora ha despertado un interés creciente en el campo con la contribución aquí expuesta. Los resultados obtenidos en este trabajo han dado un soporte experimental muy fuerte a las líneas de investigación del grupo IRIS y llevarán a nuevos desarrollos y mejoras en esas líneas en el futuro.
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