FUNDAMENTOS FISICOS DE LA DETECCION DE...

FUNDAMENTOS Y TECNOLOGIAS

EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS

GRUPO DE FISICA MEDICA

DEPARTAMENTO DE FISICA

FUNDAMENTOS FISICOS DE LA

DETECCION DE RADIACION EN

IMAGINOLOGIA MEDICA

HECTOR CASTRO, PhD

Profesor Asociado

INDICE

I. ASPECTOS FISICOS

A. DETECTORES DE RADIACION

1. FUNDAMENTOS Y DEFINICION

2. RESUMEN HISTORICO

3. CLASIFICACION

4. PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

- PELICULA FOTOGRAFICA

- DETECTORES GASEOSOS

- CENTELLADORES

- DETECTORES SEMICONDUCTORES

B. INTERACCION RADIACION MATERIA

1. DISPERSION DE RAYLEIGH

2. EFECTO FOTOELECTRICO

3. EFECTO COMPTON

INDICE II. ASPECTOS CLINICOS

1. REQUISITOS BASICOS EN RADIOLOGIA

2. RADIOLOGIA CONVENCIONAL

3. RADIOLOGIA DENTAL

4. TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA (CT)

5. GAMMAGRAFIA

6. TOMOGRAFIA POR EMISION DE MONO-FOTON (SPECT)

7. TOMOGRAFIA POR EMISION DE POSITRONES (PET)

III. NUEVOS DETECTORES

1. REQUISITOS DE NUEVOS DETECTORES

2. SiPM

3. MEDIPIX

4. GEM

EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS GRUPO DE FISICA MEDICA

I. ASPECTOS FISICOS

A. DETECTORES DE RADIACIÓN

1. DEFINICION Y FUNDAMENTOS

2. CLASIFICACION

3. RESUMEN HISTORICO

4. PRINCIPIOS DE FUNCIONAMIENTO

- PELICULA FOTOGRAFICA

- DETECTORES GASEOSOS

- CENTELLADORES

- DETECTORES SEMICONDUCTORES

EL OJO HUMANO COMO DETECTOR DE LUZ

FUENTE

DETECTOR

OBJETO

1. Captura de la radiación

2. Conversión en señal eléctrica

3. Transmisión de la señal al cerebro

4. Formación/interpretación/de la

imagen

PROCESO DE FORMACION DE

IMÁGENES DIAGNOSTICAS DETECTOR

En los detectores se usan las interacciones entre la radiación y

la materia para medir propiedades de la radiación

1. DEFINICION Y FUNDAMENTOS

MATERIA

INTERACCIONES

- No interacción

- Dispersión

- Absorción

RADIACION

fotones y partículas

MEDICION

EFECTOS

- físicos

- químicos

- electrónicos

- ópticos

- Sensibilidad: S = dVo /dIi Cambio en la respuesta para un cambio en la

intensidad de radiación.

- Respuesta: Vo(E) Respuesta útil para radiación incidente, con energía E

- Función respuesta: Espectro de amplitud de respuesta para radiación

mono-energética (respuesta al impulso).

- Resolución

• Energética: DE/E Mínima variación de energía distinguible (FWHM)

• Temporal: Tiempo de respuesta, tiempo muerto, tiempo de subida y de caída

• Espacial: Dx mínimo tamaño de detalle que se logra resolver. Función de

transferencia de modulación. Se mide en líneas/mm.

CARACTERISTICAS

- Eficiencia: (Nd / Ns)×100 % de fotones contados del total emitido por la

fuente. Eficiencia absoluta (geométrica) e intrínseca.

- Rango dinámico: Rango (de intensidad) útil de detección, desde umbral

mínimo hasta saturación. En películas curva de densidad óptica vs. dosis.

- Ruido: Mínimo nivel detectable debido a variabilidad intrínseca de la señal

(granularidad, ruido electrónico, cuántico, etc.). Relación Señal a Ruido (SNR).

- Contraste: CR = (Io-Ib)/(Io+Ib) habilidad de distinguir estructuras cercanas

con m similares, o un objeto respecto al fondo. Número tonos de gris entre blanco y

negro. En imagen digital ~ número de bits o profundidad.

- Imagen de bajo contraste muchos tonos de gris bordes suaves

- Imagen de alto contraste pocos tonos de gris bordes abruptos

CARACTERISTICAS . Eficiencia: (Nd / Ns)×100 % de fotones contados del total emitido por la

fuente. Eficiencia absoluta (geométrica) e intrínseca.

- Rango dinámico: Rango (de intensidad) útil de detección, desde umbral

mínimo hasta saturación. En películas curva de densidad óptica vs. dosis.

- Ruido: Mínimo nivel detectable debido a variabilidad intrínseca de la señal

(granularidad, ruido electrónico, cuántico, etc.). Relación Señal a Ruido (SNR).

- Contraste: CR = (Io-Ib)/(Io+Ib) habilidad de distinguir estructuras cercanas

con m similares, o un objeto respecto al fondo. Número tonos de gris entre blanco y

negro. En imagen digital ~ número de bits o profundidad.

- Imagen de bajo contraste muchos tonos de gris bordes suaves

- Imagen de alto contraste pocos tonos de gris bordes abruptos

2. CLASIFICACION

A. GASEOSOS • Geiger Müller

• Contador Proporcional

• Cámara de ionización

C. SOLIDOS

• Centelladores

• Termoluminiscentes

• Ópticamente estimulados

• Semiconductores

• Películas fotográficas

B. LIQUIDOS • LHe, LAr, etc.

POR EL TIPO DE MATERIAL SENSIBLE

3. RESUMEN HISTORICO FOTOGRAFIA DE RAYOS-X (W. Roentgen 1895) AgBr, barato, alta resolución

DOSIMETRIA FOTOGRAFICA (1942), desarrollo de nuevas emulsiones

CENTELLADORES ZnS (1930). + fotomultiplicador (1940).

DETECTORES GASEOSOS (1900-1950) uso en laboratorio, baratos, lentos. Cámara de ionización (1900) Contador Proporcional Contador Geiger-Muller (1908)

DETECTORES SEMICONDUCTORES (1960) Si, Ge

CAMARA DE MULTIALAMBRE (Charpak, 1968) señal eléctrica digitalizable DETECTORES DE MICRO-PATRON: (1990) RPC´s, GEM, Mmesh. Potenciados por nuevas técnicas de microelectrónica y micromecánica.

DETECTORES EN ALTAS ENERGIAS

DETECTORES EN MEDICINA NUCLEAR

4. PRINCIPIOS DE

FUNCIONAMIENTO

DE LOS DETECTORES

PELICULA FOTOGRAFICA

PRIMER DETECTOR DE RADIACION

Emulsión ~ 10 mm

Base ~ 150 mm

Recubrimiento ~ 1 mm

Recubrimiento: papel o plástico

Emulsión: gel de cristales microscópicos (mm) de haluros de plata (AgBr, AgI)

Base: película delgada de poliéster o acetato de celulosa

PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO

1. Exposición-activación

- Radiación incidente (hn) crea imagen latente (invisible) por reacción química.

- La energía causa disociación del AgBr liberando un electrón:

2. Revelado: creación de imagen visible, por reacción química.

Electrones liberados por liquido revelador neutralizan iones de Ag,

localmente donde hubo radiación. Los granos de Ag (metálica) son

visibles (negros).

PELICULA FOTOGRAFICA EXPOSICION Y CONTRASTE

CONTRASTE DE EXPOSICION Y CONTRASTE DE LA PELÍCULA

EXPOSICION

RELATIVA

DENSIDAD

OPTICA (DO)

CONTRASTE DE

EXPOSICION:

Ce = E2-E1

CONTRASTE DE

LA PELICULA:

C = DO2-DO1

CURVA CARACTERISTICA

Respuesta = Densidad óptica

Sensibilidad (S) = D(DO)/D(E)

(pendiente de la curva)

Contraste: C = a × S

CURVA DE CONTRASTE

Latitud = Rango útil

Contraste ~ derivada

Factor de contraste = C /Ce

Contraste de exposición = Ce

Contraste de la película = C

CARACTERISTICAS

VENTAJAS • Resolución espacial buena (~ 1 mm)

• Costo moderado

• Información permanente (después de lectura)

• Respuesta acumulativa

• Respuesta calibrable (con intensidad, dosis, energía)

DESVENTAJAS

• Lectura / medición posterior (después de revelado)

• No reutilizables

• Información no digital (se puede digitalizar con densitómetro)

• Respuesta lenta

• Almacenamiento (apilamiento + ambiente fresco)

RADIOGRAFIA COMPUTADA CONVERSION DE RX EN LUZ VISIBLE

SE REQUIERE CONVERTIR LOS RX EN LUZ VISIBLE PARA PODER DETECTARLOS CON EL CCD

DETECCION

- FOTODIODOS

- PM ARRAY

RADIOGRAFIA DIGITAL (RD)

DETECCION DIRECTA DE RX Y FORMACION DE

IMAGEN

DETECCION

- FOTODIODOS

- CENTELLADORES

- FOTOTRANSISTORES

(MOSFET, CMOS)

- ETC.

DETECTORES GASEOSOS

1. Radiación incidente ioniza gas

2. Separación de iones (+ y -) por campo E

3. Difusión de cargas hacia electrodos

4. Formación de pulso (señal) eléctrico

5. Procesamiento electrónico de la señal

6. Reconstrucción de imagen por software

7. Presentación y manejo de imagen

DETECTORES GASEOSOS

IMAGINOLOGÍA

Contador proporcional

DQ = aE

DETECTORES GASEOSOS

CURVA CARACTERISTICA DE UNA CAMARA PROPORCIONAL

INTENSIDAD DE LA RADIACION O DOSIS ~ E

RESPUESTA LINEAL CON

AMPLIO RANGO DINAMICO

DETECTORES GASEOSOS

CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES - 1968 - Primer detector gaseoso útil para imaginología

- Aplicaciones en radiología

- Resolución espacial ~ 300 mm

- Resolución temporal ~ 1 ms

- Bajo costo – grandes áreas

- Respuesta electrónica

- Formación de imagen por computador

MONITOR

F. SAULI

CERN-PPE/94- 196

DETECTORES GASEOSOS

USO MEDICO DE LA CAMARA DE MULTIALAMBRES -1990

DETECTORES GASEOSOS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES

IMAGEN DE UN RATON CON UNA

MWPC - XX

DETECTORES GASEOSOS CAMARA PROPORCIONAL DE MULTI-ALAMBRES

DETECTORES GASEOSOS GAS MULTIPLICADOR DE ELECTRONES - GEM

DETECTORES GASEOSOS

DIVERSAS MODALIDADES DE IMAGINOLOGIA

CENTELLADOR y

FOTOMULTIPLICADOR

CENTELLADORES

- Primer Centellador: Crookes 1903. ZnS. Conteo al ojo, con lupa.

- Mejorado por: Rutherford, usado hasta 1930.

- Nuevos materiales centelladores: 1947 -1948

- 6 tipos de material centellador: cristales organicos, liquidos organicos, plasticos, cristales

inorganicos, gases y vidrios.

- Los dos mas usados en física de altas energía y nucear:

Bi4Ge3O12 (BGO), Germanato de Bismuto. Alto Z y eficiencia para detección de rayos g.

BaF2, Fluoruro de Bario.

- Cristales Inorganicos:

Nal (Tl), Yoduro de sodio. Tl es impureza activadora.

CsI (Tl) Yoduro de cesio. Menos comun que el anterior.

- Otros: CsF2, CsI (Na), KI (T1), LiI(Eu), ZnS(Ag), ZnO(Ga), CaW04 and CdW04.

FOTOMULTIPLICADOR

TUBO FOTOMULTIPLICADOR

Desarrollado en1935: por V. Zworykin, G. Ashmun, L. Malter, RCA - USA.

ESQUEMA DE FUNCIONAMIENTO

CENTELLADOR y

FOTOMULTIPLICADOR

- Desarrollo en 1944: Curran y Baker unieron el centellador y tubo

fotomultiplicador.

- El centellador mas comun es Nal (yoduro de sodio)

Estado base electrónico Electrones excitados regresan al estado base,

emitiendo luz visible, por fluorescencia (Dt ~ 0), o

fosforescencia (Dt > 0).

Electrones excitados a

niveles de energía

superiors.

Absorben parte de la

energía.

CENTELLADORES

Centellador plastico típico

Longitud de onda de la luz emitida

CENTELLADORES

ESPECTRO DE EMISION

PULSOS TIPICOS GENERADOS POR CENTELLADORES

Centellador plástico

5 msec / division

(mas larga escala de tiempo

para fluorescencia)

Cristal inorganico, NaI

10 nsec / division

CENTELLADORES

Mas rápido

Mas lento

Resolución energética

Sin resolución energética

CENTELLADORES

TABLA COMPARATIVA DE PROPIEDADES

CENTELLADORES

CARACTERISTICAS

VENTAJAS

• Lectura / medición inmediata (fotomultiplicador)

• Robustos – durables

• Alta resolución temporal ( 10 ns)

• Buenos como contadores (no como dosímetros!)

• Información digital (fácil integración al computador)

DESVENTAJAS • Respuesta no proporcional a la energía (excepto NaI)

• Costo elevado (excepto los plásticos y líquidos)

• Resolución espacial mala (tamaño del cristal)

• Ocupan mucho espacio (centellador + fotomultiplicador)

Se requieren fotomultiplicadores miniaturizados (SC)!

DETECTORES

SEMICONDUCTORES

Son sólidos: ~ 1000 veces mas densos que los gases menor dimensión requerida

que en los gaseosos.

Primeros detectores de estado solido:

- Contadores: 1932, Jaffe y 1945, Van Heerden.

- Detectores prácticos: finales de 1950s.

MATERIAL SENSIBLE

- Si: espectroscopia de RX de baja energía, espectroscopia de partículas cargadas y

espectroscopia de rayos b.

- Ge: iones difundidos rayos g. Buena resolución de energía.

DETECTORES SEMICONDUCTORES

1. Absorción de la radiación: generación de pares electrón – hueco,

por ionización, en la región sensible.

2. Recolección de cargas: con campo eléctrico interno,

mediante estructura de diodo o transistor (amplificación).

3. Generación de señal: de voltaje o de corriente, la cual es

procesada por circuito electrónico.

DETECTOR

- Región sensible: Zona de agotamiento (intermedia-ancha), con iones sin cargas móviles.

- Campo eléctrico intrínseco: E, formado por acumulación de cargas + y – en las zonas P y N.

- Polarización inversa: voltaje externo aplicado a la unión P-N. Refuerza campo eléctrico intrínseco y aumenta

tamaño de zona de agotamiento, aumentando zona sensible y eficiencia del detector.

- Detección: radiación atraviesa zona sensible generando pares electrón-hueco. Estos se desplazan en

direcciones opuestas debido al campo eléctrico y son colectados en los electrodos.

DETECTOR DE DIODO DE UNIÓN P-N

1. Absorción de radiación: por la región del substrato genera pares hueco-electron, que

generan un pulso de corriente proporcional a la energia de las partículas.

2. Recolección de carga: entre la fuente y drenaje, con efecto amplificador.

3. Tratamiento de señal: en circuito electrónico para posterior formación de la imagen.

DETECTOR DE TRANSISTOR - MOSFET

MOSFET:

Effect

Transistor

Los MOSFET

contienen dos

regiones de tipo n,

llamadas fuente

(source) y drenaje

(drain) y una región de

tipo p entre ambas,

llamada canal

(channel). Encima del

canal una capa

delgada de SiO2, sobre

la cual va otra capa

metálica llamada

compuerta (gate).

DETECTORES CCD

Charge

Coupled

Device

PRINCIPIO DE FUNCIONAMIENTO DEL CCD

1. Emisión de electrones: por incidencia de radiación sobre electrodo metálico

(efecto fotoeléctrico).

2. Acumulación de carga: en matriz de condensadores, proporcional a la

energía de la radiación incidente.

3. Generación de señal: El voltaje de cada condensador es proporcional a la

energía de la radiación que pasó por ese pixel. Su valor da la tonalidad de

gris correspondiente.

4. Lectura: de los pixeles, de modo secuencial, recuperando la información de

intensidad vs. posición. La resolución espacial depende del No. de pixeles

del arreglo.

CARACTERISTICAS GENERALES

1. Respuesta (DQ): proporcional a la energía, intensidad, dosis de la radiación

1. Alta absorción de la radiación: alta densidad de masa

2. Alta resolución espacial: fácil de realizar granulación del detector

1. Alto costo: tecnología de semiconductores.

DETECTORES DIGITALES

5. INTERACCION DE LA

RADIACION CON LA MATERIA

5. INTERACCION DE LA

RADIACION CON LA MATERIA

1. DISPERSION DE RAYLEIGH

2. EFECTO FOTOELECTRICO

3. EFECTO COMPTON

INTERACCION DE FOTONES

CON LA MATERIA

Absorción (EFE, CP)

Dispersión (EC, DR)

transmisión

Fotones

materia

INTERACCIONES BASICAS

oIxI m e)(

Atenuación exponencial con la profundidad x

m : Coeficiente de atenuación/absorción lineal. Depende del material del blanco y

la energía de la radiación.

ATENUACION EXPONENCIAL

Haz incidente Blanco:

DISPERSIÓN DE RAYLEIGH

HAZ INCIDENTE:

interactúa con electrones

Externos de los átomos

HAZ DISPERSADO:

Cambio de dirección

sin cambio de energía

COHERENTE

DISPERSIÓN DE RAYLEIGH

• Radiación incidente interactúa con el átomo y se dispersa

• No hay ionización de los átomos

• Fotón dispersado tiene igual energía al incidente (coherente)

• Cambia la dirección del fotón dispersado respecto al incidente

• Ocurre para Rayos X de baja energía (10 keV – 30 keV)

• Ocurre mas con átomos de Z grande

• En radiodiagnóstico, probabilidad de interacción 5%

• Ruido en imágenes diagnosticas, pero su efecto es despreciable.

EFECTO FOTOELECTRICO

2. Electrón expulsado: Fotoelectron transfiere

energia al medio.

1. Fotón incidente: interactúa con electrón interno:

Fotón absorbido y electrón

expulsado. Átomo queda

IONIZADO

3. Electrón externo ocupa

vacancia interna. Átomo emite radiación (RX),

característica, o de fluorescencia

EFECTO PREFERIDO EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS:

1. ALTO CONTRASTE EN IMÁGENES

2. TRANSFIERE TODA LA ENERGIA DEL FOTON AL MEDIO

(DOSIS ABSORBIDA)

4. COEFICIENTE DE ATENUACION MASICO:

EFECTO FOTOELÉCTRICO

CARACTERISTICAS

@ 100 KeV - Contraste!

- Mejor a bajas energías

NUMERO ATOMICO DE ALGUNOS MATERIALES

EFECTO DE CONTRASTE

@ 50 KeV

PROBABILIDAD DE INTERACCION

Para E = 50 KeV:

TEJIDO BLANDO VS. HUESO

EFECTO COMPTON

Fotón

Electrón

Fotón disperso

1. Fotón incidente: interactúa con electrón externo

2a. Fotón dispersado: Con menor energía

2b. Electrón expulsado: Transfiere energía al medio

COEFICIENTE DE ATENUACION MASICO

NO DEPENDE DE Z !

NO DEPENDE DE E, para E < 511 KeV

~ 1/E, PARA E > 511 KeV

EFECTO COMPTON

INTERACCION SIMILAR CON TEJIDO BLANDO Y HUESO

BAJO CONTRASTE EN IMÁGENES DIAGNOSTICAS!

SECCION EFICAZ DE INTERACCION

EFECTO COMPTON

CARACTERISTICAS

- Probabilidad de interacción independiente del material (z)

- Energía transferida al medio aumenta con la energía

- En tejido blando interacción dominante para energías entre 100 KeV y 10 MeV.

NO EFICAZ PARA RADIODIAGNOSTICO

- bajo o nulo contraste (independiente de z)

- Fuente de ruido (dispersión isotrópica)

- Genera radiación hacia el ambiente (radiación dispersa con paciente como fuente)

- Se elimina con: colimadores, discriminación de energía (en pet y spect),

bajas energías.

COEFICIENTE DE ABSORCION TOTAL

INTERACCIONES ESTADISTICAMENTE INDEPENDIENTES

SE SUMAN LAS PROBABILIDADES:

ComptonicoFotoelectrRayleigh mmmm T

Nomenclatura de las gráficas

Para tejido blando

@ 40 Kv

INTERACCIONES DOMINANTES

50-200 KeV

Z: 7-12 Tejido humano

Domina el efecto compton sobre el fotoelectrico

ZONA DE RADIOLOGIA MEDICA

: fotoelectrico

: compton

: prod. Pares

m: total

Zona de radiología

: fotoelectrico

: compton

: prod. Pares

m : total

Zona de radiología

: fotoelectrico

: compton

: prod. Pares

m : total

TEJIDO BLANDO

Zona de radiología

: fotoelectrico

: compton

: prod. Pares

m : total

CONCLUSION

Contraste mínimo distinguible en fotografía ~ 2%

CONCLUSION

E (KeV) HUESO MUSCULO mh /mm

30 0.9534 0.3651 2.61

40 0.5089 0.2635 1.93

50 0.3471 0.2240 1.55

80 0.2082 0.1819 1.11

100 0.1803 0.1692 1.07

150 0.1493 0.1492 1.00

200 0.1334 0.1358 1.00

CONCLUSION

GENERACION DE RAYOS X

HV + -

CATODO

FILAMENTO

ESPECTRO DE RAYOS X

RADIACION DE VARIAS ENERGIAS

m ~ 1/E3

FILTRADO DE RAYOS X

- Rango de energías en radiodiagnóstico: 70 – 150 KVp

- Anodo de tungsteno (W)

- Filtrado de bajas energías (< 25 KV): @ 70 KVp, 2.5 mm Al

- Filtrado de bajas energías (< 30 KV): @ 140 KVp, 3 mm Al

- Energía ideal para radiodiagnóstico (efecto fotoeléctrico): < 50

- Mayor contraste entre tejido blando y hueso:

- A mayor intensidad menor ruido y mejor contraste, pero mayor

dosis al paciente

PROPIEDADES DE LAS IMÁGENES DIAGNOSTICAS

BAJAS ENERGIAS (< 60 kV)

- Mejor contraste en el sujeto, porque m es mayor.

- Menor dispersión de Compton mayor contraste en detectores (mayor eficiencia).

Mejor resolución espacial.

- El objetivo de la radiografía es detectar alguna estructura (huesos, un organo, etc.)

comparado con el fondo, gracias a un buen contraste. Para ello un bajo Kv is

preferible.

- Mayor absorción de la radiación en el cuerpo

- Menor respuesta/señal producida en el detector

- Se reduce el cociente Señal a Ruido (SNR).

- Se debe compensar aumentando el producto I×t (mAs), lo cual implica,un aumento de

la dosis al paciente.

PROPIEDADES DE LAS IMÁGENES DIAGNOSTICAS

ALTAS ENERGIAS ( > 60 kV)

- Incremento de SNR

- Aumenta dispersión Compton el contraste se degrada, aumenta radiación dispersa.

- Con nuevos detectors trabajando en modo de conteo de fotones, gracias a su mayor

rango dinámico, sensibilidad, y menor ruido, será possible trabajar a un menor KVp,

en el cual el contraste del sujeto y del detector son maores, sin reducer el SNR.

DETECTORES ANALOGICOS VS.

DIGITALES

RANGO DINAMICO IMAGEN ANALOGICA

IMAGEN DIGITAL

III. USOS MEDICOS

ODONTOLOGIA

DETECTORES INDIRECTOS

- PSP (Photostimulable storage phosfor)

- Película fotográfica

ODONTOLOGIA

DETECTORES DIRECTOS

- CCD (Charge Coupled Device - semiconductor)

- CMOS (Complementary Metal Oxyde –transistor)

- TFT (Transistor de Película Delgada)

ODONTOLOGIA

DIGITALIZADOR DE PELICULA FOTOGRAFICA

DETECTORES

ODONTOLOGIA

PANORAMICA-TC

DETECTORES

ODONTOLOGIA

TOMOGRAFIA COMPUTARIZADA (TC)

DETECTORES

• Gaseosos (Xe, 1ra y 2da generación)

• Centelladores y semiconductors

(3era y 4ta generación)

• Arreglos de detectores Multiples (centelladores y

semiconductors, 3era y 4ta generación)

DETECTORES EN CT

Gaseosos (Xe, 1ra y 2da generación)

DETECTORES EN CT

CENTELLADORES Y SEMICONDUCTORS

(3era y 4ta generación)

Detector size typically

1.0 x 15 mm (or 1.0 x

1.5 mm for multiple

detector arrays

Scintillators: CdWO4 and

yttrium and gadolinium

ceramics

ARREGLO DE DETECTORES MULTIPLE

Modulo detector para 1 corte

Modulo detector para 4 cortes

ARREGLO DE DETECTORES MULTIPLE

CENTELLADORES EN CT

Among the preferred scintillator compositions in the present generation of CT scanners are ceramic scintillators that

employ at least one of the oxides of lutetium, yttrium, and gadolinium as matrix materials

GAMMA- CAMARA

CENTELLADORES

FOTOMULTIPLICADORES

ARREGLO DE DETECTORES

TOMOGRAFIA POR EMISION DE

POSITRONES (PET)

Cristal centellador y fotomultiplicador

POSITRONES (PET)

CENTELLADORES (NaI o BGO)

FOTOMULTIPLICADORES

POSITRONES (PET)

1er prototipo construido:

Gordon Brownell, 1952

Physics Research Laboratory

Massachusetts General Hospital

2 centelladores de NaI

PC-II PET, 1976

2 bancos de centelladores de NaI

POSITRONES (PET)

PCR-I PET, 1985

Ring Detector structure

Brownell et al.

Cilindro de centelladores con

pequenos fotomultiplicadores

POSITRONES (PET)

DETECTORES EN EQUIPOS DE

IMAGINOLOGIA MEDICA

RADIOGRAFIA RX: Placas, digitalizadores, Multiwire

GAMMAGRAFIA: Centellador + Fotomultiplicador

PET: Centellador + Fotomultiplicador

SPECT: Centellador + Fotomultiplicador

CAMARA COMPTON: Centellador + Fotomultiplicador

DOSIMETRIA: Ionization Chamber, termoluminiscentes

RADIOTERAPIA (b, g, RX): gas, semiconductor

III. NUEVOS DETECTORES:

DE LA FISICA DE ALTAS

ENERGIAS A LA MEDICINA

- GEM (gas)

- MEDIPIX (SC)

- SiPM (SC)

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