La fase fondamentale in una misurazione PET è ottenere le coordinate spaziali della linea di risposta in cui viene rilevato il conteggio, corrispondente a un’emissione di positroni e alla successiva annichilazione.
Ciò può essere realizzato misurando le coordinate P(x, y, z) della prima interazione per entrambi i raggi γ nei rivelatori opposti.
Le informazioni che il rivelatore PET deve essere in grado di fornire sono la posizione della prima interazione di un raggio γ da 511 keV nel rivelatore stesso, l’energia rilasciata nell’interazione o nella serie di interazioni e il tempo di arrivo (almeno per rendere possibile la misurazione della coincidenza).
Diverse tecnologie di rivelatori sono state sviluppate per fornire tutte queste informazioni. Ad oggi, la soluzione più ampiamente utilizzata è un materiale scintillante accoppiato a un fotodetettore.
Rivelatori a scintillazione
I rivelatori a scintillazione consistono in un materiale cristallino denso che agisce come un mezzo di interazione. Quando un fotone interagisce e rilascia tutta o parte della sua energia al suo interno, lo scintillatore emette luce visibile isotropicamente. La quantità di fotoni di luce emessi è di solito proporzionale all’energia rilasciata. La costante di proporzionalità è chiamata resa luminosa e viene misurata in fotoni/MeV. Lo spettro di emissione della luce emessa è caratteristico per ogni scintillatore ma sempre nell’intervallo visibile o quasi visibile. I fotoni a bassa energia emessi possono essere facilmente rilevati dai fotodetettori standard (come un tubo fotomoltiplicatore) che convertono il segnale di luce visibile in un impulso di corrente elettrica, la cui intensità rimane proporzionale all’energia rilasciata dal raggio gamma originale.
Gli scintillatori per la PET e la medicina nucleare in generale sono tipicamente composti inorganici solidi con un’alta potenza di arresto per μ511 keV (coefficiente di attenuazione lineare nell’intervallo di 0,3-1 cm−1 a 511 keV).
La scelta tra i diversi tipi di scintillatori rimane nel compromesso ottimale tra diverse caratteristiche: efficienza di rivelazione (espressa dal coefficiente di attenuazione lineare a 511 keV e correlata alla densità del cristallo e al numero atomico efficace del materiale), efficienza di conversione (espressa dalla resa luminosa), lo spettro di emissione (di solito indicato dalla lunghezza d’onda del picco) e il tempo durante il quale la luce viene emessa (la luce di solito viene emessa con un rapido lampo di luce seguito da un’intensità decadente esponenzialmente con un tempo di decadimento caratteristico per ogni scintillatore, da decine a centinaia di nanosecondi).
Per misurare l’energia originale del fotone incidente, è essenziale che tutta l’energia venga rilasciata all’interno dello scintillatore, possibilmente con una singola interazione fotoelettrica per conservare le informazioni sul punto della prima interazione. Per questo motivo, la probabilità relativa tra interazione fotoelettrica e totale nel materiale scintillante (fotofrazione) è anche una caratteristica essenziale nella scelta di uno scintillatore PET.
Tubo fotomoltiplicatore
Un tubo fotomoltiplicatore (PMT) è un dispositivo in grado di convertire la luce visibile o quasi visibile in un segnale elettrico. Un PMT è tipicamente costituito da un involucro di vetro vuoto contenente una serie di elettrodi chiamati dinodi. La superficie interna della finestra d’ingresso in vetro è rivestita con uno strato sottile di un materiale chiamato fotocatodo che rilascia elettroni quando colpito da un fotone di luce (emissione fotoelettrica). Il fotocatodo è mantenuto a un potenziale negativo in modo che gli elettroni vengano accelerati via da esso.
La probabilità di emissione di un elettrone per ogni fotone di luce che lo raggiunge è chiamata efficienza quantica (o QE) e varia con la lunghezza d’onda dei fotoni di luce in arrivo e può essere circa del 15-25% al picco. Gli elettroni vengono poi accelerati e moltiplicati da una serie di dinodi che sono mantenuti a un potenziale più elevato rispetto al precedente tramite una catena di resistori per la divisione della tensione. Il guadagno tipico di un PMT è dell’ordine di 106. L’intero processo di moltiplicazione avviene in un tempo molto breve, consentendo ai PMT di fornire una risoluzione temporale degli elettroni di sub-nanosecondi.
Rivelatore a blocchi
Rappresentazione diagrammatica di un rivelatore a blocchi. Un blocco di scintillatore è suddiviso da tagli di diverse profondità in elementi rettangolari 4×8. Il blocco è letto da una matrice 2×2 di fotomoltiplicatori.
La configurazione standard di un rivelatore PET è rappresentata dal rivelatore a blocchi, come sviluppato da Casey e Nutt nel 1986. Il rivelatore è composto da uno scintillatore con dimensioni laterali di pochi centimetri e uno spessore di circa due centimetri.
Lo scintillatore è accoppiato a una matrice 2×2 di tubi fotomoltiplicatori (PMT).
Per correlare la luce raccolta da ciascun PMT alla posizione di interazione dei fotoni incidenti, un insieme di tagli di diverse profondità è inciso nello scintillatore per suddividere il rivelatore in “pixel” di dimensioni fisse. Questi tagli sono eseguiti regolarmente e ortogonalmente alla superficie dello scintillatore e sono coperti da materiale riflettente. Inoltre, per aumentare la capacità di discriminare i pixel laterali del blocco, i tagli sono più profondi vicino ai bordi del rivelatore.
Le coordinate X e Y della posizione di interazione dei fotoni possono essere determinate utilizzando le seguenti formule:
dove Si è il segnale prodotto dal i-esimo PMT e il denominatore (la somma dei segnali dei quattro PMT) è correlato all’energia totale rilasciata nello scintillatore.
Le posizioni X-Y ricostruite forniscono una mappa di cluster, chiamata mappa di saturazione, dove ogni cluster corrisponde a un pixel dello scintillatore. Ogni regione della mappa viene quindi assegnata a un pixel del blocco nel cosiddetto processo di identificazione dei pixel, e viene memorizzata in una tabella di ricerca. Attraverso questa calibrazione, la posizione di interazione può essere ricostruita con la stessa granularità della dimensione del pixel. Tuttavia, la capacità di discriminare cluster vicini impedisce l’uso di pixel molto sottili.
Per scanner PET a corpo intero, di solito viene utilizzata un’area laterale di 4-5 mm. Il principale vantaggio di questo tipo di rivelatore è che i tagli nello scintillatore consentono di decodificare un gran numero di pixel utilizzando solo quattro fotodetettori.
Fotodetettori a stato solido
I fotodetettori a stato solido sfruttano le proprietà di una giunzione p-n al silicio per rilevare i fotoni ottici generati nella scintillazione; a seconda dell’arrangiamento degli strati che compongono la giunzione, del suo livello di drogaggio e della tensione di polarizzazione applicata, può essere innescata una cascata di cariche dall’arrivo del fotone in ingresso, generando così un segnale amplificato con diversi livelli di guadagno (fotodiodi ad Avalancha – APD), oppure una cascata di tipo Geiger (diodo ad avalancha a singolo fotone – SPAD), in grado di discriminare ciascun singolo fotone rilevato dal dispositivo.
Una matrice di celle SPAD può quindi essere creata per ottenere un contatore di singoli fotoni chiamato fotomoltiplicatore al silicio (SiPM). Diverse caratteristiche dei SiPM li rendono particolarmente interessanti per le applicazioni PET; infatti, i dispositivi a stato solido sono insensibili al campo magnetico (quindi adatti per sistemi ibridi PET/RM); sono compatti e possono essere facilmente disposti in matrici (un singolo rivelatore ha una dimensione di pochi mm2), consentendo l’identificazione di scintillatori sottili adottati nei sistemi PET preclinici. Inoltre, i SiPM sono veloci e quindi adatti per la realizzazione di una nuova generazione di sistemi PET con correzione per il time of flight.
Fotodiodi ad Avalancha (APD)
Un fotodiodo ad avalancha è un dispositivo fotodetettore a stato solido. Applicando una tensione di polarizzazione inversa elevata, è in grado di accelerare a sufficienza gli elettroni liberi prodotti nell’area attiva del dispositivo per generare altre coppie di elettroni-lacune (e/h) per ionizzazione mentre si muovono verso il catodo. Se una coppia e/h è generata dall’interazione di un fotone ottico, la carica innescherà una cascata che può moltiplicare il segnale raccolto fino a un fattore di alcune centinaia.
Tuttavia, il guadagno di questi dispositivi è molto più piccolo rispetto a quello dei comuni tubi fotomoltiplicatori (PMT); inoltre, richiede un’amplificazione esterna per generare segnali che possano essere facilmente elaborati, così come un sistema di raffreddamento efficace per evitare derive del segnale nel tempo.
Fotomoltiplicatore al silicio (SiPM)
In un SPAD, il campo elettrico nella giunzione è sufficientemente elevato da innescare una cascata auto-sostenuta in cui sia gli elettroni che i fori producono nuovi portatori di carica (cascata di Geiger); la cascata può essere spenta mediante un resistore esterno collegato in serie alla giunzione che, in base alla corrente generata dai portatori di carica, riduce la tensione sul dispositivo, disabilitando così la cascata. Tale dispositivo genera un segnale di ampiezza fissa quando viene rilevato un fotone e non è in grado di discriminare più di un fotone alla volta; quindi, matrici di SPAD sono necessarie se devono essere conteggiati diversi fotoni. Tale dispositivo è chiamato SiPM (lo stesso rivelatore è anche indicato come fotodiodo ad avalancha in modalità Geiger, G-APD, o contatore di fotoni a più pixel, MPPC). Il SiPM è composto da migliaia di celle, ciascuna cella è composta da un SPAD e il suo resistore di spegnimento, e tutte le celle sono collegate in parallelo in modo che il segnale risultante sia la somma dei segnali generati da ciascuna cella attivata.
Ogni SPAD ha una dimensione di decine di micrometri, e la superficie del rivelatore completo è di pochi mm2; un così elevato numero di SPAD è necessario per evitare la saturazione quando i SiPM sono accoppiati a scintillatori luminosi comunemente usati in PET.
L’adozione del meccanismo Geiger assicura un guadagno dell’ordine di 106, comparabile a quello dei PMT, e il segnale generato è molto rapido: è stata raggiunta una risoluzione di 80 ps con segnali di singolo fotone, mentre circa 20 ps possono essere raggiunti irraggiando un SiPM con un maggior numero di fotoni mediante una sorgente laser veloce.
La fabbricazione di sensori su un substrato di silicio ha portato anche allo sviluppo di SiPM composti da una parte digitale completamente integrata nel dispositivo dotata di un circuito di spegnimento attivo per ogni cella, un circuito di addizione per contare il numero di attivazioni in una finestra temporale definita e convertitori tempo-digitale per estrarre il timestamp dell’evento. Questi fotodetettori sono comunemente chiamati fotomoltiplicatori al silicio digitali o dSiPM. In tali dispositivi, non è richiesto alcun processo di elaborazione del segnale analogico, migliorando così la compattezza del sistema e minimizzando il rumore di pick-up nella propagazione del segnale analogico.
Fonte: Fondamenti di medicina nucleare. Tecniche e applicazioni.