ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΠΑΤΡΩΝ ΤΜΗΜΑ ΙΑΤΡΙΚΗΣ & ΤΜΗΜΑ ΦΥΣΙΚΗΣ ΔΙΑΤΜΗΜΑΤΙΚΟ ΜΕΤΑΠΤΥΧΙΑΚΟ ΠΡΟΓΡΑΜΜΑ ΣΠΟΥΔΩΝ ΣΤΗΝ ΙΑΤΡΙΚΗ ΦΥΣΙΚΗ

ΠΑΝΕΠΙΣΤΗΜΙΟ ΠΑΤΡΩΝ ΤΜΗΜΑ ΙΑΤΡΙΚΗΣ & ΤΜΗΜΑ ΦΥΣΙΚΗΣ ΔΙΑΤΜΗΜΑΤΙΚΟ ΜΕΤΑΠΤΥΧΙΑΚΟ ΠΡΟΓΡΑΜΜΑ ΣΠΟΥΔΩΝ ΣΤΗΝ ΙΑΤΡΙΚΗ ΦΥΣΙΚΗ ΠΕΙΡΑΜΑΤΙΚΗ ΑΞΙΟΛΟΓΗΣΗ ΜΟΝΟΚΡΥΣΤΑΛΛΙΚΩΝ ΚΑΙ ΚΟΚΚΩΔΟΥΣ ΜΟΡΦΗΣ ΣΠΙΝΘΗΡΙΣΤΩΝ ΣΕ ΑΝΙΧΝΕΥΤΕΣ ΙΑΤΡΙΚΗΣ ΑΠΕΙΚΟΝΙΣΗΣ: ΕΦΑΡΜΟΓΗ ΣΕ ΠΕΙΡΑΜΑΤΙΚΟ ΠΡΩΤΟΤΥΠΟ ΑΠΕΙΚΟΝΙΣΤΙΚΟ ΣΥΣΤΗΜΑ ΔΑΥΙΔ Λ. ΣΤΡΑΤΟΣ ΔΙΔΑΚΤΟΡΙΚΗ ΔΙΑΤΡΙΒΗ ΠΑΤΡΑ 2010

2

UNIVERSITY OF PATRAS SCHOOL OF MEDICINE & DEPARTMENT OF PHYSICS INTERDEPARTMENTAL PROGRAM OF POSTGRADUATE STUDIES IN MEDICAL PHYSICS EXPERIMENTAL EVALUATION OF SINGLE-CRYSTAL AND GRANULAR SCINTILLATORS IN MEDICAL IMAGING DETECTORS: APPLICATION IN AN EXPERIMENTAL PROTOTYPE IMAGING SYSTEM DAVID L. STRATOS DOCTORATE THESIS PATRAS 2010 3

MEMBERS OF THE ADVISORY COMMITTEE Professor George Panayiotakis Professor George Nikiforidis Professor Ioannis Kandarakis Main Supervisor Member of the Advisory Committee Member of the Advisory Committee MEMBERS OF THE EXAMINATION COMMITTEE Professor George Panayiotakis Professor George Nikiforidis Professor Ioannis Kandarakis Professor Spyros Fotopoylos Professor George Oikonomou Professor Pavlos Vassilakos Assosiate Professor Eleni Costaridou Main Supervisor Member of the Examination Committee Member of the Examination Committee Member of the Examination Committee Member of the Examination Committee Member of the Examination Committee Member of the Examination Committee 4

ACKNOWLEDGMENTS I would like to thank my main supervisor Professor George Panayiotakis for his professional support. I would like to thank my major advisor Professor Kandarakis for his extraordinary knowledge, patience and encouragement. I am grateful for his academic advice and his unceasing willingness to answer questions throughout my tenure as a student. His suggestions were invaluable and to him I extend my heartfelt gratitude. I also wish to thank: Assistant Professor George Loudos for his assistance, advice and scientific expertise, which greatly enhanced the quality of this work. Professor Nomicos, Professor Sianoudis, Professor Vattis and Dr Dimitropoulos for providing medical equipment. The colleagues in Ionizing Radiation research laboratory of TEI in Athens and the Nuclear Medical Imaging team of E.K.E.F.E Dimokritos for their valuable input during scientific discussions. Special thanks to Dr. Liaparinos Panagiotis, Christos Michail and assistant Professor Ioannis Valais for their collaboration, assistance and suggestions throughout this work. Finally I express my thanks, and I apologize, to anybody that provided any help to me and I could not remember at this moment. In addition, I would like to aknowledge the financial help of the European Social Funds & National Resources - EPEAEK II - ARXIMIDIS and the FP7 large scale E.U integrating collaborative project NANOTHER. No words I can find to express my thanks to my wife for her patience and support during three years of my Ph.D. study. Without her help I could not fulfil my work. I dedicate this thesis to my son Leonidas. 5

Ι. Εισαγωγή ΠΕΡΙΛΗΨΗ Ι.1. Το πρόβλημα Η μελέτη φθοριζόντων υλικών (φώσφοροι ή σπινθηριστές), που χρησιμοποιούνται στα ανιχνευτικά συστήματα ιατρικής απεικόνισης, τις τελευταίες δεκαετίες διευρύνεται συνεχώς. Πιο συγκεκριμένα, μεγάλο ενδιαφέρον παρουσιάζουν υλικά που χαρακτηρίζονται από μεγάλο ατομικό αριθμό, υψηλή απόδοση φωτός, δομή υλικού που αποδίδει απεικονιστικά χαρακτηριστικά υψηλής ποιότητας και γρήγορη απόκριση στην καταγραφή δεδομένων [Del. Guerra, 2004, Van Eijk, 2002; Nikl, 2006]. Σπινθηριστές ταχείας απόκρισης χρησιμοποιούνται παραδοσιακά σε εφαρμογές Πυρηνικής Ιατρικής με σκοπό τη λήψη ιατρικών εικόνων υψηλής ευκρίνειας. Αυτό οφείλεται στο ότι η απεικόνιση αυτού του είδους βασίζεται στην εφαρμογή τεχνικών καταμέτρησης φωτονίων (counting mode), δηλαδή στην καταγραφή ενός μεγάλου αριθμού φωτονίων ανά μονάδα χρόνου. Επιπλέον έχουν αναπτυχθεί εξειδικευμένοι τύποι ανιχνευτικών συστημάτων Πυρηνικής Ιατρικής (π.χ. dedicated small nuclear imagers) για απεικόνιση μικρών οργάνων του ανθρώπινου σώματος (π.χ. μαστός, προστάτης), καθώς και για απεικόνιση μικρών ζώων (small animal imaging). Σε αυτά τα μικρά συστήματα απαιτείται η χρησιμοποίηση ανιχνευτών υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας και ευαισθησίας. Τα τελευταία χρόνια έχουν έχουν σχεδιασθεί και κατασκευαστεί πολλά είδη ανιχνευτών και κατευθυντήρων με στόχο τη βελτίωση τόσο της διακριτικής ικανότητας όσο και της ευαισθησίας ενός απεικονιστικού συστήματος, [W. Moses, 2006]. Έχουν αναπτυχθεί συστήματα που βασίζονται σε διακριτοποιημένους σπινθηριστές (pixellated scintillators) οπτικά συζευγμένους με φωτοπολλαπλασιαστές ή φωτοδιόδους [A. G. Weisenberger, 2001; M. Camarda, 2007]. Τα εξειδικευμένα απεικονιστικά συστήματα, λόγω των μικρών τους διαστάσεων και της κοντινής τοποθέτησής τους στο υπό απεικόνιση όργανο, διευκολύνουν την εξάλειψη της συνεισφοράς άλλων οργάνων στην διαγνωστική πληροφορία της εικόνας, όπως για παράδειγμα η παρεμβολή της καρδιάς στο σπινθηρογράφημα μαστού (η καρδιά απορροφά ένα μεγάλο ποσοστό του ιχνηθέτη) [R. Pani, 1995]. Επιπρόσθετα, στην απεικόνιση μικρών ζώων το ποσοστό της σκεδαζόμενης ακτινοβολίας που καταγράφεται από την κάμερα είναι πολύ μικρό 6

λόγω της μικρής πιθανότητας αλληλεπίδρασης των ακτίνων γάμμα σε όργανα μικρού μεγέθους. Γι αυτό τον λόγο, τεχνικές μείωσης της σκέδασης σπάνια χρησιμοποιούνται σ αυτές τις εφαρμογές όπως επίσης δεν απαιτείται η χρήση σπινθηριστών υψηλής ενεργειακής διακριτικής ικανότητας. Υλικά ανιχνευτών σπινθηρισμού κοκκώδους μορφής καθώς και κεραμικά υλικά παρουσιάζουν μεγάλο ενδιαφέρον για χρήση σε σύγχρονα συστήματα Υπολογιστικής Τομογραφίας όπως επίσης και για γενικότερες εφαρμογές προβολικής απεικόνισης ακτίνων Χ (Συμβατικής και Ψηφιακής Γενικής Ακτινολογίας, Μαστογραφίας κλπ). Βασικό λειτουργικό χαρακτηριστικό των συστημάτων Ακτινοδιαγνωστικής είναι ότι ο σχηματισμός της εικόνας στηρίζεται σε τεχνικές ενεργειακής ολοκλήρωσης των ακτίνων Χ (energy integrating systems).. Πρέπει επίσης να τονισθεί ότι οι τεχνικές καταμέτρησης μονού φωτονίου (counting systems), που χρησιμοποιούνται ευρύτατα στην Πυρηνική Ιατρική, έχουν αρχίσει να χρησιμοποιούνται και σε ορισμένες εφαρμογές απεικόνισης ακτίνων Χ. Συνεπώς υπάρχουν και εδώ απαιτήσεις για σπινθηριστές ταχείας απόκρισης. Η τεχνική της καταμέτρησης μονών φωτονίων Χ έχει το πλεονέκτημα ότι βελτιώνει το λόγο σήματος προς θόρυβο (SNR) και μειώνει τη δόση που λαμβάνει ο ασθενής [Watt et. al., 2003]. Ο σκοπός της παρούσας διατριβής είναι η αποτίμηση φθοριζόντων υλικών υψηλής απόκρισης, τόσο σε κρυσταλλική όσο και σε κοκκώδη μορφή για πιθανή χρησιμοποίησή τους σε συγκεκριμένους τύπους ανιχνευτικών συστημάτων Πυρηνικής Ιατρικής όπως επίσης σε συστήματα απεικόνισης με ακτίνες Χ που απαιτούν πολύ γρήγορες λήψεις ιατρικής εικόνας. Τα φθορίζοντα υλικά κοκκώδους μορφής χρησιμοποιούνται ευρύτατα στην απεικόνιση με ακτίνες-χ λόγω της υψηλής διακριτικής ικανότητας που μπορεί να επιτευχθεί. Αυτό οφείλεται στο γεγονός ότι μεγάλο ποσοστό των οπτικών φωτονίων που διαδίδονται εγκάρσια ως προς την έξοδο του ανιχνευτή εξασθενούν σε μεγάλο βαθμό από τους κόκκους του φθορίζοντος υλικού μειώνοντας την διασπορά του φωτός στην έξοδο. Ωστόσο η ιδιότητά τους αυτή αποτελεί βασικό μειονέκτημα στις εφαρμογές της Πυρηνικής Ιατρικής. Σ αυτές τις εφαρμογές, σημαντικό ρόλο παίζει η ευαισθησία του συστήματος (καταγραφή αριθμού φωτονίων) απ τη χωρική διακριτική ικανότητα και γι αυτό το λόγο χρησιμοποιούμε υλικά σε μόνο-κρυσταλλική μορφή τα oποία προκαλoύν πολύ μικρή εξασθένηση στη διάδοση του παραγόμενου φωτός. 7

Στην παρούσα διατριβή μελετήθηκε κατά πόσο η χρήση νέων, γρήγορων φθοριζόντων υλικών κοκκώδους μορφής μπορεί να βελτιώσει την απόδοση συγκεκριμένων τύπων ανιχνευτικών συστημάτων Πυρηνικής Ιατρικής (π.χ. dedicated small nuclear imagers), στα οποία η διακριτική ικανότητα του συστήματος είναι πιο σημαντική από την ευαισθησία. Η αποτίμηση έγινε σε φθορίζοντα μεγάλου πάχους που παρασκευάστηκαν στο εργαστήριο. Επιπρόσθετα στην παρούσα διατριβή παρουσιάζεται η εφαρμογή ενός χαμηλού κόστους συμπαγούς ανιχνευτικού υλικού κοκκώδους μορφής σε ένα εξειδικευμένο σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής. Γίνεται συστηματική μελέτη και εκτενής αναφορά στα πλεονεκτήματα και τα μειονεκτήματα αυτού του συστήματος. Τα αποτελέσματα συγκρίνονται με αντίστοιχα αποτελέσματα που ελήφθησαν με χρήση διακριτοποιημένων σπινθηριστών τύπου CsI:Tl, μεγέθους 3 x 3 x 5mm 3 και 2 x 2 x 3 mm 3. Η απόδοση του συστήματος ως προς την ευαισθησία (sensitivity), τη χωρική διακριτική ικανότητα (spatial resolution) και την ενεργειακή διακριτική ικανότητα (energy resolution) αποτιμήθηκε για ενέργεια 140 kev, που αντιστοιχεί στην ενέργεια του ισοτόπου 99m Tc που χρησιμοποιείται ευρύτατα σε εξετάσεις Πυρηνικής Ιατρικής. Ι.2. Πρωτοτυπία διατριβής Στην πρωτοτυπία της παρούσας διατριβής περιλαμβάνονται τα ακόλουθα: Πειραματική μελέτη της απόδοσης φωτός φθοριζόντων υλικών κοκκώδους μορφής, ταχείας απόκρισης, σε μεγάλο εύρος ενεργειών περιλαμβανομένων των ενεργειών που χρησιμοποιούνται στην Ακτινοδιαγνωστική. Το σχεδιασμό και την αποτίμηση ενός πρότυπου πειραματικού ανιχνευτικού συστήματος Πυρηνικής Ιατρικής μικρού πεδίου (π.χ. dedicated small nuclear imagers), χαμηλού κόστους και υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας στηριγμένο σε ανιχνευτή κοκκώδους μορφής. Η πειραματική μελέτη χωρίστηκε σε δύο μέρη: Φθορίζοντα υλικά κοκκώδους μορφής: Στο πρώτο μέρος της παρούσας διδακτορικής διατριβής μελετήθηκαν τα φθορίζοντα υλικά κοκκώδους μορφής 8

LSO:Ce, YAG:Ce και GOS:Pr σε διάφορα πάχη και για μεγάλη κλίμακα ενεργειών (Υψηλή τάση λυχνίας ακτίνων-χ από 22 kv έως 140 kv). Ανιχνευτής χαμηλού κόστους και υψηλής διακριτικής ικανότητας: Ο τελικός στόχος της παρούσας διατριβής ήταν η κατασκευή ενός ενιαίου ανιχνευτή, βασισμένου σε σπινθηριστή κοκκώδους μορφής, χαμηλού κόστους και υψηλής διακριτικής ικανότητας, κατάλληλου για χρήση σε εξειδικευμένα συστήματα Πυρηνικής Ιατρικής. Για το σκοπό αυτό μελετήθηκε η συμπεριφορά των υλικών κοκκώδους μορφής LSO:Ce, YAG:Ce και GOS:Pr υπό διέγερση ακτίνων γάμμα με ισότοπο Τεχνητίου ( 99m Tc), ενέργειας 140 kev, που χρησιμοποιείται ευρύτατα στην Πυρηνική Ιατρική. Τα υλικά αυτά υπό την μορφή ενιαίου, μεγάλου πάχους ( 2mm) και διαμέτρου (9 cm), συμπαγούς ανιχνευτή αξιολογήθηκαν με τεχνικές απεικόνισης μονού φωτονίου (single photon counting mode). Το εξειδικευμένο σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής, όπου εφαρμόστηκαν οι σπινθηριστές, αποτελείται από ένα φωτοπολλαπλασιαστή ευαισθησίας θέσης (PSPMT) διαμέτρου 12.7 cm (Hamamatsu R3292), παράλληλο εξαγωνικό κατευθυντήρα με διάμετρο οπής 1.5 mm, διάκενο 0.2 cm και ύψος 2.2 cm. Η τελική αξιολόγηση του προτεινόμενου ανιχνευτή έγινε ως προς την ευαισθησία του συστήματος, τη χωρική διακριτική ικανότητα και την ενεργειακή διακριτική ικανότητα. Τα αποτελέσματα συγκρίθηκαν με 2 διακριτοποιημένους κρυσταλλικούς ανιχνευτές Ιωδιούχου Καισίου (CsI:Tl), έναν υψηλής ευαισθησίας 3 x 3 x 5 mm 3 και έναν υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας 2 x 2 x 3 mm 3, που χρησιμοποιούνται ευρύτατα σε εξειδικευμένα συστήματα Πυρηνικής Ιατρικής απεικόνισης. Τα φθορίζοντα υλικά κοκκώδους μορφής που μελετήθηκαν στην παρούσα διατριβή δεν έχουν διερευνηθεί σε συνθήκες απεικόνισης Πυρηνικής Ιατρικής. Επιπροσθέτως, δεν έχει παρουσιαστεί στη βιβλιογραφία ανιχνευτής Πυρηνικής Ιατρικής βασισμένος σε φθορίζον υλικό κοκκώδους μορφής μεγάλου πάχους. Τα αποτελέσματα της παρούσας διατριβής θα βοηθήσουν τις ερευνητικές ομάδες που ασχολούνται με εξειδικευμένα συστήματα Πυρηνικής Ιατρικής στην εύκολη κατασκευή ενός ανιχνευτή υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας και χαμηλού κόστους. Τέλος με τη χρήση του εξειδικευμένου πρότυπου απεικονιστικού συστήματος εξετάστηκε η ενεργειακή διακριτική ικανότητα δειγμάτων μονοκρυσταλλικών σπινθηριστών BGO, GSO, LSO, LYSO, LuYAP και YAP για ενδεχόμενη χρήση τους 9

σε παρόμοιες εφαρμογές. Στο τέλος της διατριβής δίνονται πληροφορίες για την απόδοσή των υλικών αυτών. ΙΙ. Υλικά και Μέθοδοι Στη συγκεκριμένη μελέτη παρασκευάστηκαν φθορίζουσες οθόνες σε διάφορα πάχη από υλικά κοκκώδους μορφής LSO:Ce, YAG:Ce και GOS:Pr στο εργαστήριο, με τη μέθοδο της καθίζησης. Η μελέτη των υλικών αυτών έγινε πρώτα σε μεγάλες ροές φωτονίων ακτίνων X και αφορούσε την απόδοσης της φωταύγειας και των ενδογενή χαρακτηριστικά του κάθε υλικού. Η πειραματική μελέτη των παραπάνω υλικών πραγματοποιήθηκε για τάση λυχνίας ακτίνων-χ από 22 kvp έως 140 kvp. Κατόπιν παρασκευάστηκαν μεγάλα πάχη επίστρωσης των φθοριζόντων υλικών (κατάλληλα για χρήση με ισότοπο 99m Tc) και αξιολογήθηκε η συμπεριφορά τους για χρήση σε εξειδικευμένα συστήματα Πυρηνικής Ιατρικής. Με βάση αυτή την αξιολόγηση έγινε επιλογή ενός βέλτιστου πάχους υψηλής διακριτικής ικανότητας και εφαρμόστηκε σε εξειδικευμένο πρότυπο σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής. Τέλος με τη χρήση του εξειδικευμένου πρότυπου απεικονιστικού συστήματος εξετάστηκε η συμπεριφορά δειγμάτων μονοκρύσταλλικών σπινθηριστών BGO, GSO, LSO, LYSO, LuYAP και YAP για ενδεχόμενη χρήση τους σε παρόμοιες εφαρμογές. Για τη μελέτη της απόδοσης φωτός των φθοριζόντων υλικών και των σπινθηριστών χρησιμοποιήθηκε ο ακόλουθος εργαστηριακός εξοπλισμός. ΠΕΙΡΑΜΑΤΙΚΟΣ ΕΞΟΠΛΙΣΜΟΣ Α. ΜΕΤΡΗΤΙΚΟΣ ΕΞΟΠΛΙΣΜΟΣ 1) Σφαίρα Ολοκλήρωσης. Είναι διάταξη που χρησιμοποιείται α) σε οπτικές μετρήσεις όπου η ομοιογένεια της φωτοβολίας είναι θεμελιώδους σημασίας και β) σε οπτικές μετρήσεις ανάκλασης και διαπερατότητας. Η διακύμανση στη χωρική και γωνιακή απόκριση πολλών ανιχνευτών οδηγεί σε λανθασμένα αποτελέσματα όταν η ροή που πρόκειται να μετρηθεί είναι ανομοιόμορφη ή όταν η δέσμη αλλάζει θέση ελαφρά. Η χρήση σφαίρας ολοκλήρωσης μειώνει ή εξαλείφει την ευαισθησία του ανιχνευτή στο σχήμα και στη γωνία της δέσμης καθώς και στις μεταβολές της χωρικής απόκρισης 10

του. Δηλαδή διορθώνει το συνημίτονο (νόμος Lambert) και αφαιρεί τη γωνιακή κατανομή. Το εκάστοτε φθορίζον υλικό που πρόκειται να μελετηθεί, τοποθετείται κάθε φορά μέσα στη θύρα εισόδου της σφαίρας ολοκλήρωσης σε ειδική φωτοστεγανή υποδοχή. 2) Φωτοπολλαπλασιαστής (EMI 9798B) εφοδιασμένος με φωτοκάθοδο S-20 extended (SbKNaCs τρι-αλκαλικού τύπου η οποία χαρακτηρίζεται από υψηλή ευαισθησία που επεκτείνεται και στην περιοχή του ερυθρού φάσματος) με παράθυρο χαλαζία. Το παράθυρο χαλαζία επιτρέπει και τη διέλευση υπεριώδους ακτινοβολίας. 3) Ηλεκτρόμετρο παλλόμενης γλωσσίδας (Cary 401), για τη μέτρηση της εξόδου του φωτοπολλάπλασιαστή. Η φωτοκάθοδος του φωτοπολλαπλασιαστή συνδέθηκε άμεσα στο ηλεκτρόμετρο. Αυτή η προσέγγιση επιλέχθηκε ώστε να αποφευχθεί η ενίσχυση του ηλεκτρονικού θορύβου από την υψηλή τάση στις δυνόδους. Το ενισχυμένο σήμα από την έξοδο του ηλεκτρομέτρου Cary οδηγείται σε έναν αναλογικό-ψηφιακό μετατροπέα (ADC). Ο ADC μετατρέπει την αναλογική ένδειξη της τάσης σε ψηφιακή και μέσω εξόδου RS232 τα ψηφιακά δεδομένα εισάγονται στον υπολογιστή. 4) Φασματόμετρο (Ocean Optics HR2000+) για τη μέτρηση του οπτικού φάσματος των σπινθηριστών. Το οπτικό σήμα συλλέγεται από οπτική ίνα (Avantes Inc. FCB- UV400-2) τοποθετημένη κάτω από το κέντρο του ακτινοβολούμενου υλικού. Για τη διέγερση του φθορίζοντος υλικού χρησιμοποιήθηκε ακτινολογικό σύστημα τροφοδοτούμενο με μια σειρά από τάσεις λυχνίας (100-140 kvp). 5) Θάλαμος Ιονισμού (Radcal 2026C, Radcal Corp., USA), ο οποίος χρησιμοποιήθηκε για τη μέτρηση του ρυθμού έκθεσης ( X & ) στο σημείο που τοποθετείται κάθε φορά ο σπινθηριστής. 6) Χωρικά ευαίσθητος φωτοπολλαπλασιαστής (Position Sensitive Photomultiplier Tube, PSPMT). Σήμερα γίνονται έρευνες και αναπτύσσονται συστήματα με αξιόλογα πλεονεκτήματα που αντικαθιστούν την επίπεδη και την τοπογραφική γάμμα κάμερα. Η πλειονότητα αυτών των συστημάτων βασίζεται σε χωρικά ευαίσθητους φωτοπολλαπλασιαστές (PSPMT position sensitive photomultiplier tube). Ο PSPMT 11

εκτός από σήμα ενέργειας παρέχει και πληροφορία θέσης, λειτουργεί δηλαδή ως σαν μια αυτόνομη γάμμα κάμερα. Η άνοδος του αποτελείται από ένα πλέγμα διασταυρούμενων αγωγών και έτσι μπορεί και υπολογίζεται η θέση προέλευσης του κάθε φωτονίου (χωρική πληροφορία). Ο φωτοπολλαπλασιαστής R3292 που χρησιμοποιήθηκε στην παρούσα μελέτη αποτελείται από 56 αγωγούς - με 28 αγωγούς στην Χ διεύθυνση και 28 στην Υ. Με αλγορίθμους κέντρου βάρους υπολογίζονται οι συντεταγμένες που αντιστοιχούν στην κάθε θέση πρόσπτωσης των φωτονίων. Με τη χρήση κυκλωμάτων διαίρεσης φορτίου ελαττώθηκε ο αριθμός των σημάτων σε τέσσερα (Χa,Χb,Υc,Υd) μειώνοντας την πολυπλοκότητα και το κόστος της διάταξης ανάγνωσης [S.Siegel, 1996]. 7) Εξειδικευμένο πειραματικό σύστημα μικρού πεδίου για εφαρμογές Πυρηνικής Ιατρικής. Τα πλεονεκτήματα των συστημάτων που βασίζονται σε PSPMT είναι η καλή χωρική διακριτική ικανότητα, το μικρό τους μέγεθος και το χαμηλότερο κόστος. Οι εφαρμογές των PSPMT περιλαμβάνουν την απεικόνιση θυρεοειδούς, παραθυρεοειδών αδένων, της καρδιάς, του προστάτη, του εγκεφάλου, των λεμφαδένων και με πιο ενδιαφέρουσα εφαρμογή αυτή των μικρών ζώων και της σπινθηρομαστογραφίας. Το σύστημα που χρησιμοποιήσαμε στην παρούσα διατριβή αποτελείται από: (1) Κατευθυντήρα. Παράλληλος εξαγωνικός κατευθυντήρας γενικής χρήσης με οπές διαμέτρου 1.5 mm, διάκενο 0.2 cm και ύψος 2.2 cm (2) Κρυσταλλικοί ανιχνευτές. Οι κρυσταλλικοί ανιχνευτές που εφαρμόζονται στο απεικονιστικό σύστημα είναι διακριτοποιημένοι σε μικρές κυψελίδες που οι διαστάσεις τους διαφοροποιούνται ανάλογα με την εφαρμογή και καθορίζουν τα όρια της διακριτικής ικανότητας. Με τους διακριτοποιημένους κρυστάλλους διατηρείται η πληροφορία της θέσης πρόσπτωσης του ανιχνευόμενου φωτονίου γ. Τα αποτελέσματα του προτεινόμενου ανιχνευτή συγκρίθηκαν με 2 διακριτοποιημένους κρυσταλλικούς ανιχνευτές Ιωδιούχου Καισίου (CsI:Tl), έναν υψηλής ευαισθησίας 3 x 3 x 5 mm 3 και έναν υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας 2 x 2 x 3 mm 3 που χρησιμοποιούνται ευρύτατα σε εξειδικευμένα συστήματα Πυρηνικής Ιατρικής απεικόνισης μικρών ζώων και μαστού. (3) Σύστημα ανάγνωσης PSPMT. Τα 4 σήματα που εξέρχονται στην έξοδο του PSPMT προενισχύονται, ενισχύονται, ψηφιοποιούνται και μεταφέρονται στον υπολογιστή όπου με κατάλληλο λογισμικό δημιουργούνται οι εικόνες. Οι 12

ηλεκτρονικές βαθμίδες τροφοδοτούνται από κουτί Bin Crate και συνδέονται με το πρωτόκολλο ΝΙΜ [W.R. Leo, 1994]. Β. ΕΞΟΠΛΙΣΜΟΣ ΑΚΤΙΝΟΒΟΛΗΣΗΣ 1) Μαστογράφος τύπου General Electric Senographe DMR + (GE Medical Systems S.A., France) εξοπλισμένος με λυχνία ακτίνων-χ ανόδου Mo και φίλτρα Mo (22-35 kvp), Rh (36-40 kvp) και Al (42-49 kvp). Στις μετρήσεις που πραγματοποιήθηκαν κάτω από συνθήκες μαστογραφίας, η δέσμη των ακτίνων-χ υπέστη φιλτράρισμα από συμπαγές φύλλο Perspex πάχους 30mm, για την προσομοίωση της σκλήρυνσης της δέσμης από τον ανθρώπινο μαστό. 2) Κλασικό ακτινολογικό μηχάνημα Philips Optimus (Philips Medical Systems, Hamburg, Germany) με στόχο ανόδου Βολφράμιο και φίλτρο Al 2mm. Το πλήρες εύρος των διαθέσιμων τάσεων της ακτινογραφικής λυχνίας ήταν από 40 έως 140kV. Στις μετρήσεις που πραγματοποιήθηκαν, η δέσμη των ακτίνων-χ υπέστη φιλτράρισμα από συμπαγές φύλλο αλουμινίου (Al) πάχους 20mm, για την προσομοίωση της σκλήρυνσης της δέσμης από το ανθρώπινο σώμα. 3) Πηγές ακτίνων-γ, ενέργειας: 140 kev ( 99m Tc) ΥΠΟΛΟΓΙΣΜΟΙ 1) ΚΒΑΝΤΙΚΗ ΑΝΙΧΝΕΥΤΙΚΗ ΑΠΟΔΟΣΗ (QDE) Η κβαντική ανιχνευτική απόδοση (Quantum Detection Efficiency-QDE) είναι ο λόγος του αριθμού των φωτονίων-χ που αλληλεπιδρούν με το σπινθηριστή προς τον αριθμό φωτονίων-χ που προσπίπτουν σε αυτόν. Εκφράζει επίσης το τμήμα των προσπιπτόντων φωτονίων που συμβάλουν στη δημιουργία του σήματος εξόδου του ανιχνευτικού συστήματος. Για πολυενεργειακή ακτινοβολία-χ, η QDE εκφράζεται από την επόμενη εξίσωση: ( η ) q E = 0 E 0 φ ( E)(1 e 0 0 E 0 tot, t φ ( E) de 0 ( μ ( E) / ρ ) w ) de (1) 13

όπου φ ( ) το φάσμα ακτίνων-χ που προσπίπτουν στον ανιχνευτή, μ ( ) / ρ 0 E tot, t E ο μαζικός συντελεστής εξασθένησης του κρυστάλλου ανιχνευτή, W το πάχος του ανιχνευτή, E 0 η μέγιστη ενέργεια των ακτίνων-χ. Στη συγκεκριμένη διατριβή η κβαντική ανιχνευτική απόδοση χρησιμοποιήθηκε για τον υπολογισμό του ποσοστού απορρόφησης φωτονίων-χ στα υπό εξέταση φθορίζοντα υλικά σε ενέργειας ακτίνων - Χ και - γ που χρησιμοποιούνται στην ιατρική απεικόνιση. 2) ΑΠΟΔΟΣΗ ΕΝΕΡΓΕΙΑΚΗΣ ΑΠΟΡΡΟΦΗΣΗΣ (EAE) Η απόδοση ενεργειακής απορρόφησης (Energy Absorption Efficiency) είναι ο λόγος της ενέργειας ακτίνων-χ που απορροφάται προς την ενέργεια που προσπίπτει σε ένα ανιχνευτικό σύστημα. Η απόδοση ενεργειακής απορρόφησης (ΕΑΕ), ενός σπινθηριστή υπό διέγερση ακτίνων-χ δίδεται από τον τύπο: ( η ) ε E = E0 0 ψ μ ( E ) E e de tot, en ( μtot, t ( E)/ ρ ) w 0 ( )( )(1 ) μ tot, t ( E ) E0 0 ψ ( E) de 0 (2) όπου ψ ( ) είναι το φάσμα της ενέργειας ακτίνων-χ που προσπίπτει στο 0 E σπινθηριστή, μ tot, en (Ε) είναι ο γραμμικός συντελεστής ενεργειακής απορρόφησης (σε cm -1 ), μ ( ) ο γραμμικός συντελεστής εξασθένησης (σε cm -1 ), μ ( ) / ρ tot, t E tot, t E ο μαζικός συντελεστής εξασθένησης (σε cm 2 /g), ρ η πυκνότητα του σπινθηριστή (σε g /cm 3 ) και W το πάχος του κρυστάλλου σε (g/cm 2 ). Ο παρονομαστής εκφράζει το ποσό της ενέργειας που προσπίπτει στον ανιχνευτή. Ο όρος μ tot, en εμπεριέχει όλους τους μηχανισμούς εναπόθεσης ενέργειας τοπικά στο σημείο της αλληλεπίδρασης των ακτίνων-χ μέσα στη μάζα του σπινθηριστή. Όλα τα δευτερογενή φωτόνια, π.χ. ακτίνες-χ Κ-χαρακτηριστικής ακτινοβολίας φθορισμού, σκεδαζόμενα φωτόνια Compton κλπ., που παράγονται αμέσως μετά την πρωτογενή αλληλεπίδραση, θεωρούνται χαμένα. 3) ΕΝΔΟΓΕΝΗΣ ΑΠΟΔΟΣΗ ΜΕΤΑΤΡΟΠΗΣ 14

Η ενδογενής απόδοση μετατροπής ( η C ), είναι το ποσοστό της απορροφούμενης ενέργειας που μετατρέπεται σε φως ενδογενώς στον υλικό φθορισμού. Η ενδογενής απόδοση μετατροπής των ακτίνων-χ σε ορατό φως μπορεί να υπολογιστεί από τη σχέση: E λ ηc = S Q (3) βe g όπου E λ είναι η μέση ενέργεια των εκπεμπόμενων ορατών φωτονίων, E g είναι το απαγορευμένο ενεργειακό χάσμα μεταξύ της ενεργειακής ζώνης (band) σθένους και της ενεργειακής ζώνης αγωγιμότητας, S η ικανότητα (ή απόδοση) μεταφοράς ενέργειας του ζεύγους ηλεκτρόνιο-οπή. Η S εκφράζει το ποσοστό της ενέργειας του ζεύγους ηλεκτρόνιο-οπή που μεταφέρεται στη θέση του ενεργοποιητή (Pr 3+, Ce 3+ ). Η ποσότητα Q είναι η κβαντική απόδοση του κέντρου φωταύγειας (του ενεργοποιητή). Η Q εκφράζει το ποσοστό της μεταφερόμενης ενέργειας (από το ζεύγος ηλεκτρόνιοοπή) που απορροφάται στη θέση του ενεργοποιητή. Η παράμετρος β χαρακτηρίζει την περίσσεια της ενέργειας (πάνω από το E g ), που χρειάζεται να απορροφηθεί για να επιτραπεί η δημιουργία ενός ζεύγους ηλεκτρόνιο-οπή. Στην παρούσα εργασία, η μέση ενέργεια των ορατών φωτονίων E λ υπολογίζεται από τις μετρήσεις του φάσματος του εκπεμπόμενου φωτός ( λ ) του σπινθηριστή. S P 4) ΑΠΟΛΥΤΗ ΑΠΟΔΟΣΗ ΦΩΤΑΥΓΕΙΑΣ Ως απόλυτη απόδοση φωταύγειας (ΑLΕ), μπορεί να οριστεί ο λόγος της ενεργειακής ροής οπτικών φωτονίων (ρυθμός) που εκπέμπεται από έναν διεγερμένο κρυσταλλικό σπινθηριστή προς το ρυθμό έκθεσης ακτίνων-χ που προσπίπτουν σε αυτόν. ALE Ψ& = Χ & λ (4) όπου Ψ & λ είναι η ενεργειακή ροή (ρυθμός) οπτικών φωτονίων που εκπέμπεται από τον σπινθηριστή λόγω του ρυθμού προσπίπτουσας έκθεσης ακτίνων-χ ή γ, X &. Η 15

ΑLΕ εκφράζεται σε μονάδες [μw s/mr m 2 ], που συχνά ονομάζονται Μονάδες Απόδοσης (Efficiency Units, EU). Η απόλυτη απόδοση φωταύγειας περιγράφει την ευαισθησία ανίχνευσης ακτινοβολίας των ανιχνευτών ενεργειακής ολοκλήρωσης. Δηλαδή ανιχνευτές που παράγουν ένα σήμα που συνδέεται άμεσα με τη συνολική ενέργεια που απορροφήθηκε μέσα στη μάζα του σπινθηριστή. Η χρήση σπινθηριστών με μεγάλη απόλυτη απόδοση οδηγεί σε μειωμένες δόσεις ακτινοβόλησης των ασθενών στην ιατρική απεικόνιση. Στην παρούσα διατριβή η απόλυτη απόδοση φωταύγειας θεωρήθηκε το πιο αντιπροσωπευτικό μέγεθος για την επιλογή του αποδοτικότερου φθορίζοντος υλικού/ σπινθηριστή. 5) ΑΠΟΔΟΣΗ ΦΩΤΑΥΓΕΙΑΣ (LE) Η απόδοση φωταύγειας είναι ο λόγος του ρυθμού ροής φωτεινής ενέργειας ( Ψ & λ ), που εκπέμπεται από ένα φθορίζον υλικό προς την προσπίπτουσα σε αυτόν ροή ενέργειας ακτίνων-χ ή ακτίνων-γ ( Ψ & X ). Δηλαδή: LE = Ψ& Ψ& (5) λ / X Η απόδοση φωταύγειας εξαρτάται αποκλειστικά από ενδογενείς ιδιότητες του υλικού που διεγείρεται, όπως: α) την ικανότητα απορρόφησης ενέργειας, β) την ενδογενή απόδοση μετατροπής της ενέργειας από ακτινοβολία σε φως και γ) ικανότητα διάδοσης της φωτεινής ενέργειας μέσα από το υλικό. Από τα παραπάνω μπορεί να εξαχθεί το συμπέρασμα ότι η LE είναι το ποσοστό της προσπίπτουσας στο σπινθηριστή ενέργειας που μετατρέπεται σε εξαγόμενο φώς. Δηλαδή το φως που εκπέμπεται από την επιφάνεια του σπινθηριστή που βρίσκεται απέναντι από τον οπτικό ανιχνευτή. Από τη σχέση (5) μετατρέποντας τον μετρούμενο ρυθμό προσπίπτουσας έκθεσης ακτίνων-χ ή γ (που καθορίζεται πειραματικά με μετρήσεις με θάλαμο ιονισμού), σε ροή ενέργειας ακτίνων-χ ή γ και χρησιμοποιώντας και την σχέση (4), έχουμε: μen / ρ E LE = ALE (6) [ W / e] air 16

όπου en / ρ μ είναι ο μαζικός συντελεστής απορρόφησης ενέργειας ακτίνων-χ ή γ E του αέρα και [ Wair / e] είναι η μέση ενέργεια ανά μονάδα φορτίου που χρειάζεται για να παραχθεί ένα ζεύγος ηλεκτρονίου-ιόντος στον αέρα. 6) ΠΑΡΑΓΟΝΤΑΣ ΦΑΣΜΑΤΙΚΗΣ ΣΥΜΒΑΤΟΤΗΤΑΣ Ο παράγοντας φασματικής συμβατότητα ( α ), εκφράζει το βαθμό σύμπτωσης μεταξύ του φάσματος του εκπεμπόμενου φωτός του σπινθηριστή και της φασματικής ευαισθησίας του φωτοανιχνευτή. Ο σχέση: S α S μπορεί να εκφραστεί από την ακόλουθη α S S ( λ) S ( λ) dλ P = P D S ( λ) dλ (7) όπου S P είναι το φάσμα λ είναι το μήκος κύματος του φωτός που εκπέμπεται από τον σπινθηριστή και S D είναι η φασματική ευαισθησία του φωτοανιχνευτή. Το φως που παράγεται από τα φθορίζοντα υλικά δεν γίνεται πλήρως αντιληπτό από τους φωτοανιχνευτές (φωτοκάθοδος PMT, φωτοδίοδος ή ανιχνευτής CCD). Μόνο ένα μέρος του εκπεμπόμενου φωτός είναι συμβατό με την φασματική ευαισθησία του φωτοανιχνευτή. Για το λόγο αυτό, όταν ένας σπινθηριστής πρόκειται να ενσωματωθεί σε ένα σύστημα ιατρικής απεικόνισης, είναι σημαντική η συμβατότητα του εκπεμπόμενου φωτός από το διεγερμένο φθορίζον υλικό με την φασματική ευαισθησία των διαφόρων φωτοανιχνευτών. Ο παράγοντας φασματικής συμβατότητας παίρνει τιμές από 0 (για μηδενική συμβατότητα) έως 1 (για τέλεια συμβατότητα). 7) ΠΑΡΑΓΟΝΤΑΣ ΕΝΕΡΓΕΙΑΚΗΣ ΔΙΑΚΡΙΤΙΚΗΣ ΙΚΑΝΟΤΗΤΑΣ Ένας ανιχνευτής θα πρέπει να επιτρέπει την σαφή διάκριση ακτινών-γ, οι οποίες έχουν μικρή διαφορά ενέργειας. Η ικανότητα αυτή ονομάζεται ενεργειακή διακριτική ικανότητα και εκφράζεται μέσω της σχέσης: FWHM ( ch) R = (8) P( ch) 17

όπου, R η διακριτική ικανότητα ενέργειας, FWHM (Full Width at Half Maximum) ο αριθμός των καναλιών ανάμεσα στα δυο σημεία που αντιστοιχούν στο μισό της έντασης της φωτοκορυφής, και Ρ το κανάλι της φωτοκορυφής. Σχήμα 1: Χαρακτηριστικό φάσμα ενέργειας Η διακριτική ικανότητα της ενέργειας επηρεάζεται κυρίως από τους παρακάτω παράγοντες: α) την απόδοση μετατροπής ενέργειας στον σπινθηριστή β) την απόδοση συλλογής φωτός από την φωτοκάθοδο του φωτοπολλαπλασιαστή γ) την κβαντική απόδοση της φωτοκαθόδου του φωτοπολλαπλασιαστή δ) την απόδοση συλλογής φωτοηλεκτρονίων της πρώτης δυνόδου Για να βελτιωθεί η διακριτική ικανότητα, οι φωτοπολλαπλασιαστές θα πρέπει να έχουν μεγάλη κβαντική απόδοση (quantum efficiency) και μεγάλη απόδοση συλλογής δευτερογενών ηλεκτρονίων, σε συνεργασία με μεγάλη απόδοση μετατροπής ενέργειας από τον σπινθηριστή και ιδανικό οπτικό υλικό μεταξύ του σπινθηριστή και του φωτοπολλαπλασιαστή. ΙΙΙ. ΑΠΟΤΕΛΕΣΜΑΤΑ 1) ΚΒΑΝΤΙΚΗ ΑΝΙΧΝΕΥΤΙΚΗ ΑΠΟΔΟΤΙΚΟΤΗΤΑ (QDE) ΚΑΙ ΑΠΟΔΟΣΗ ΕΝΕΡΓΕΙΑΚΗΣ ΑΠΟΡΡΟΦΗΣΗΣ (EAE) Η παρούσα μελέτη έδειξε ότι η QDE και ΕΑΕ των φθοριζόντων υλικών κοκκώδους μορφής YAG:Ce, LSO:Ce και GOS:Pr εξαρτάται από τα διάφορα πάχη επιστρώσεων των οθονών που παρασκευάσθηκαν. Τα παχύτερα υλικά επιτυγχάνουν 18

μεγαλύτερες τιμές κβαντικής απορρόφησης σε όλο το εύρος ενεργειών που εξετάσθηκαν. Παρατηρήθηκε μείωση της απορρόφησης σε όλα τα υλικά με την αύξηση της ενέργειας ακτινοβόλησης εκτός από το σημείο της Κ-αιχμής απορρόφησης των βαρύτερων υλικών του εκάστοτε ανιχνευτή (Y, Lu και Gd). Αναλυτικότερα για το υλικό YAG:Ce η μεταβολή του QDE και του ΕΑΕ στο φάσμα των τάσεων της ακτινολογικής λυχνίας του μαστογράφου και του ακτινογραφικού μηχανήματος φαίνεται στα σχήματα R1.1, R1.2, R1.3 και R1.4. Παρατηρείται μια μεγάλη διαφορά στις τιμές του QDE και EAE που δηλώνει ότι ένα μεγάλο ποσοστό της ακτινοβολίας που ανιχνεύεται από το υλικό YAG:Ce δεν απορροφάται τοπικά. Το ποσοστό αυτό προέρχεται από τη σκεδαζόμενη ακτινοβολία λόγω του φαινομένου Compton καθώς και από την Κ-χαρακτηριστική ακτινοβολία του Υττρίου. Αυτή η ένδειξη είναι αρνητική για τα απεικονιστικά χαρακτηριστικά του YAG:Ce διότι ένα μεγάλο ποσοστό της ακτινοβολίας που ανιχνεύεται (QDE) δεν συντελεί στον ακριβή σχηματισμό της εικόνας. Για το υλικό LSO:Ce η μεταβολή του QDE και του ΕΑΕ στο φάσμα των τάσεων της ακτινολογικής λυχνίας του μαστογράφου και του ακτινογραφικού μηχανήματος φαίνεται στα σχήματα R1.10, R1.11 και R1.12. Στο υλικό LSO:Ce και ανεξάρτητα από το πάχος επίστρωσης, δεν παρατηρήθηκαν μεγάλες διαφορές ανάμεσα στην QDE και ΕΑΕ. Για τις ενέργειες ακτίνων-χ στην περιοχή της μαστογραφίας η ΕΑΕ παρέμεινε σταθερή και κοντά στο 80-90% της τιμής της QDE για την ίδια περιοχή ενεργειών. Η ΕΑΕ του LSO:Ce για την οθόνη πάχους 172mg/cm 2 παρουσίασε μέγιστες τιμές ανάμεσα στα υλικά που μελετήθηκαν στην παρούσα διατριβή, καθώς και από τα υλικά CsI:Tl και GOS:Tb, μέχρι τα 70 kvp. Η οθόνη 25mg/cm 2 του υλικού LSO:Ce στα 28 kvp, τάση λυχνίας που χρησιμοποιείται στην κλινική πράξη της μαστογραφίας, παρουσίασε τιμή EAE (0.62) που είναι μόλις 15% μικρότερη από την τιμή QDE (0.73). Για την ίδια τάση λυχνίας η οθόνη 25mg/cm 2 είχε κατά 10% μεγαλύτερη τιμή QDE και κατά 4.5% μεγαλύτερη τιμή EAE από το υλικό Gd 2 O 2 S:Tb που χρησιμοποιείται ευρέως σε αυτές τις εφαρμογές. Για το υλικό GOS:Pr η μεταβολή του QDE και του ΕΑΕ στο φάσμα των τάσεων της ακτινολογικής λυχνίας του μαστογράφου και του ακτινογραφικού μηχανήματος φαίνεται στα σχήματα R1.17, R1.18, R1.19 και R1.20. Το υλικό GOS:Pr παρουσιάζει τις μεγαλύτερες τιμές QDE σε όλο το φάσμα των ενεργειών που εξετάσθηκαν μέχρι την τιμή της τάσης λυχνίας που αντιστοιχεί στα ~63 kev (Κ-χαρακτηριστική του Λουτεσίου στα 63.4 kev). Πάνω από αυτή την ενέργεια το υλικό που υπερέχει σε 19

τιμές QDE είναι το LSO:Ce. Η μεγάλη πτώση στις τιμές του ΕΑΕ για το υλικό GOS:Pr από τα 60 kvp και έπειτα μπορούν να αποδοθούν στο γεγονός ότι εξ ορισμού η ΕΑΕ είναι το ποσοστό της προσπίπτουσας ενέργειας που απορροφάται τοπικά στα σημεία της πρωτογενούς αντίδρασης των φωτονίων-χ, εξαιρώντας τη δευτερογενή απορρόφηση φωτονίων-χ (φωτόνια Κ-χαρακτηριστικής και σκεδαζόμενα). Όταν η ενέργεια των ακτίνων-χ αυξάνει, μικρότερο ποσοστό από τα φωτόνια-χ που προσπίπτουν στο σπινθηριστή αντιδρούν πρωτογενώς (με φωτοηλεκτρική απορρόφηση). Αυτό έχει ως αποτέλεσμα την απότομη πτώση της ΕΑΕ. Για τον σπινθηριστή GOS:Pr η ΕΑΕ παρουσίασε μεγάλη ελάττωση μετά τα 60 kvp με την αύξηση των τάσεων της ακτινολογικής λυχνίας ενώ στις ενέργειες της μαστογραφικής λυχνίας παρέμεινε σχετικά σταθερή. Αυτό το αποτέλεσμα δείχνει ότι ένα μεγάλο ποσοστό από την ενέργεια των φωτονίων που εκπέμπονται από την μαστογραφική λυχνία απορροφάται τοπικά μέσα στη μάζα του σπινθηριστή συνεισφέροντας σε καλά απεικονιστικά χαρακτηριστικά. 2) ΕΝΔΟΓΕΝΗΣ ΑΠΟΔΟΣΗ ΜΕΤΑΤΡΟΠΗΣ Η απόδοση εσωτερικής μετατροπής υπολογίστηκε χρησιμοποιώντας τις μετρήσεις του φάσματος εκπομπής, υπό διέγερση ακτίνων-χ, και δημοσιευμένα δεδομένα για το ενεργειακό χάσμα του κάθε σπινθηριστή που εξετάσαμε. Ο σπινθηριστής GOS:Pr παρουσίασε τη μεγαλύτερη τιμή (12%), ενώ κατά φθίνουσα σειρά παρουσιάζονται οι σπινθηριστές LSO:Ce (10%) και YAG:Ce (5%). Οι τιμές της απόδοσης ενεργειακής μετατροπής όλων των σπινθηριστών μπορεί να θεωρηθούν επαρκείς για ανίχνευση ακτίνων-χ, εφ όσον είναι μεγαλύτερες από εκείνη του σπινθηριστή BGO (2%). Ωστόσο η τιμή του YAG:Ce είναι αρκετά χαμηλότερη από εκείνες που αναφέρονται για τους ήδη χρησιμοποιούμενους σπινθηριστές CsI:Tl και GOS:Tb. Οι τιμές που υπολογίσαμε αναφέρονται στη μέγιστη απόδοση εσωτερικής μετατροπής που θα μπορούσε να έχει ο κάθε σπινθηριστής. Στην πράξη οι παρατηρούμενες τιμές της απόδοσης εσωτερικής μετατροπής είναι μικρότερες. 3) ΑΠΟΛΥΤΗ ΑΠΟΔΟΣΗ ΦΩΤΑΥΓΕΙΑΣ Η απόλυτη απόδοση φωταύγειας (ALE) προσδιορίσθηκε πειραματικά για όλο το εύρος των ενεργειών που χρησιμοποιήθηκαν στην παρούσα διατριβή (20kVp- 20

140kVp). Για το εύρος ενεργειών που χρησιμοποιούνται στα διαγνωστικά συστήματα ακτίνων-χ (εύρος τάσεων ακτινογραφικής λυχνίας 20-140kVp) η ΑLΕ παρουσίασε συνεχή αύξηση σε όλα τα υλικά που εξετάστηκαν μέχρι την τάση λυχνίας ~120 kvp που τα υλικά παρουσίασαν μέγιστες τιμές. Η αύξηση της ΑLΕ, για το συγκεκριμένο εύρος τάσεων ακτινολογικής λυχνίας, ήταν μη αναλογική για όλους τους σπινθηριστές (Σχήματα R1.5, R1.6, R1.8, R1.13, R1.14, R1.21, R1.22). Ο σπινθηριστής GOS:Pr παρουσίασε τη μεγαλύτερη ΑLΕ (14.3 E.U) μεταξύ των φθοριζόντων υλικών που εξετάστηκαν, με τιμές που πλησιάζουν εκείνες του σπινθηριστή CsI:Tl, που αυτή τη στιγμή χρησιμοποιείται σχεδόν αποκλειστικά σε συστήματα CTBI (Computed Tomography Breast Imaging), CT (Computed Tomography) και ψηφιακά ακτινογραφικά. Αναλυτικότερα μέγιστες τιμή ALE (14.3 E.U) επιτεύχθηκε με την οθόνη GOS:Pr πάχους 133mg/cm 2 και για τάση λυχνίας 110 kvp. Οι τιμές της ALE του υλικού GOS:Pr είναι κατά πολύ μεγαλύτερες από τις αντίστοιχες τιμές του υλικού LSO:Ce σε όλη την γκάμα των ενεργειών που μελετήθηκαν. Μέγιστη τιμή ALE του υλικού LSO:Ce (8.24 E.U) μετρήθηκε για την οθόνη πάχους 172mg/cm 2 σε τάση λυχνίας 120 kvp. Το υλικό YAG:Ce παρουσίασε μέγιστη τιμή ΑLE (3.5 E.U) για πάχος επίστρωσης 107mg/cm 2 σε τάση λυχνίας 100kVp. Οι τιμές ALE των μονοκρυσταλλικών σπινθηριστών παρουσίασαν μεγάλες τιμές για διέγερση με ακτίνες-γ, όπως φαίνονται στον πίνακα R4.1. Μεγαλύτερη τιμή ΑLE παρουσίασε ο σπινθηριστής LSO:Ce (24 Ε.U) με αμέσως καλύτερη αυτή του σπινθηριστή LYSO:Ce (17.5 E.U). Οι υπόλοιποι σπινθηριστές που εξετάστηκαν παρουσίασαν τιμές μικρότερες από την αντίστοιχη του φθορίζοντος υλικού κοκκώδους μορφής GOS:Pr. Ο σπινθηριστής GSO:Ce παρουσίασε ALE (10.7 E.U), o LuYAP:Ce (4.9 E.U) και o YAP:Ce (9.1 E.U). Μικρότερη τιμή ΑLE παρουσίασε ο σπινθηριστής ΒGO ίση με (4.2 Ε.U). 4) ΑΠΟΔΟΣΗ ΦΩΤΑΥΓΕΙΑΣ (LE) Η απόδοση φωταύγειας (LE) υπολογίστηκε για όλο το εύρος των ενεργειών που χρησιμοποιήθηκαν στην παρούσα διατριβή (20kVp-140kVp). Για το εύρος ενεργειών που χρησιμοποιούνται στα διαγνωστικά συστήματα ακτίνων-χ (εύρος τάσεων ακτινογραφικής λυχνίας 20-140kVp) η απόδοση φωταύγειας ακτίνων-χ, παρέμεινε σχεδόν σταθερή (Σχήματα R1.7, R1.15, R1.23), με μικρές διακυμάνσεις κυρίως στις τιμές των τάσεων της μαστογραφικής λυχνίας. Η διαφορά στη μορφή 21

μεταξύ των σχημάτων των παραμέτρων ΑLΕ και LE, μπορεί να εξηγηθεί λαμβάνοντας υπ όψιν το γεγονός ότι η LE δεν επηρεάζεται από τα φυσικά χαρακτηριστικά που αφορούν στον ιονισμό του αέρα και εμπεριέχονται στον ορισμό της έκθεσης (Χ) και κατά συνέπεια στον ορισμό της ΑLΕ (βλ. τον συντελεστή μετατροπής της ροής ακτίνων-χ σε έκθεση (Χ/Ψ). Η LΕ παρουσίασε παρόμοια μεταβολή με την ΑLΕ. Η διαφορά μεταξύ των σχημάτων LE και ΑΕ οφείλεται κυρίως σε παράγοντες που επηρεάζουν το φάσμα ακτίνων-χ όπως το υλικό της ακτινολογικής λυχνίας, το εφαρμοζόμενο στην άνοδο φίλτρο και το συνολικό φιλτράρισμα της δέσμης ακτίνων-χ που εφαρμόζεται για να προσομοιάσει το σώμα του ασθενή. Επιπροσθέτως συγκρίνοντας τα σχήματα των QDE, EAE και XLE, μπορούμε να συμπεράνουμε ότι η XLE επηρεάζεται κυρίως από την κβαντική ανιχνευτική ικανότητα (QDE) και όχι τόσο από την απόδοση ενεργειακής απορρόφησης (ΕΑΕ). Αυτό συμβαίνει διότι όλα τα δευτερογενή φωτόνια ακτίνων-χ (K-χαρακτηριστικής, σκέδασης Compton), τα οποία δεν περιλαμβάνονται στην ΕΑΕ, απορροφώνται σε μεγάλο ποσοστό από τον εκάστοτε ανιχνευτή. 5) ΠΑΡΑΓΟΝΤΑΣ ΦΑΣΜΑΤΙΚΗΣ ΣΥΜΒΑΤΟΤΗΤΑΣ Η φασματική συμβατότητα του εκπεμπόμενου από τα φθορίζοντα υλικά φωτός, με την φασματική ευαισθησία των οπτικών ανιχνευτών κυμάνθηκε μεταξύ 70-90% για τους οπτικούς ανιχνευτές (Πίνακες R1.1, R1.2, R1.3) που συνήθως χρησιμοποιούνται στα σύγχρονα συστήματα ψηφιακής και τομογραφικής απεικόνισης. Ο παράγοντας φασματικής συμβατότητας του αποδοτικότερου υλικού GOS:Pr με τον φωτοπολλαπλασιαστή R3292 της Ηamamatsu που χρησιμοποιήθηκε στο εξειδικευμένο πρότυπο σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής είναι 0.76. Ο αντίστοιχος παράγοντας για το υλικό CsI:Tl που χρησιμοποιείται ευρέως σε εφαρμογές εξειδικευμένων συστημάτων είναι αρκετά μικρότερος ίσος με 0.56. 6) ΑΠΕΙΚΟΝΙΣΤΙΚΑ ΧΑΡΑΚΤΗΡΙΣΤΙΚΑ ΤΟΥ ΑΝΙΧΝΕΥΤΗ GOS:Pr Tα απεικονιστικά χαρακτηριστικά του ανιχνευτή GOS:Pr με το εξειδικευμένο πειραματικό σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής απεικόνισης παρουσιάζονται συγκεντρωμένα στους πίνακες R3.2 και C.1. Τα αποτελέσματα αυτά συγκρίθηκαν με 2 διαφορετικούς διακριτοποιημένους ανιχνευτές Ιωδιούχου Καισίου CsI:Tl, έναν υψηλής ευαισθησίας που χρησιμοποιείται σε εφαρμογές σπινθηρομαστογραφίας και έναν υψηλής χωρικής διακριτικής ικανότητας. Η αξιολόγηση των ανιχνευτών αυτών 22

παρουσιάζεται αναλυτικά στο κεφάλαιο D.2 των αποτελεσμάτων. Η εφαρμογή πέραν του παράλληλου κατευθυντήρα και 2 διαφορετικών κατευθυντήρων οπής στο εξειδικευμένο σύστημα αξιολογήθηκε και τα αποτελέσματα φαίνονται στα σχήματα R2.8 και R2.9. O ανιχνευτής GOS:Pr παρουσίασε βέλτιστη απόδοση σε φως καθώς και βέλτιστη ευαισθησία σε πάχος 600mg/cm 2 όπως φαίνεται από τα σχήματα R3.9 και R3.11. Αυτό το πάχος αντιστοιχεί σε επιφανειακή πυκνότητα 600mg/cm 2. Η κβαντική ανιχνευτική αποδοτικότητα (QDE) αυτού του πάχους για ενέργεια φωτονίων γ 140keV προερχόμενα από ισότοπο Τεχνητίου είναι 48.7%. Η ευαισθησία του ανιχνευτή είναι ίση με 40 παλμούς ανά δευτερόλεπτο και ανά μέγα Μπεκερέλ (40 Cps / MBq ). Η ευαισθησία αυτή είναι κατάλληλη για απεικονίσεις μικρών ζώων αλλά οριακά δεκτή για εφαρμογές σπινθηρομαστογραφίας. Συγκριτικά αναφέρουμε ότι αυτή η ευαισθησία είναι μικρότερη κατά 4 φορές από τον ανιχνευτή CsI:Τl 2x2 mm (198 Cps / MBq ) και 5 φορές από τον 3x3 mm (156 Cps / MBq ). Το μεγάλο προτέρημα του ανιχνευτή κοκκώδους μορφής που κατασκευάσαμε είναι η χωρική διακριτική ικανότητα που μπορεί να επιτευχθεί και η οποία φτάνει τα 3 mm σε μηδενική απόσταση πηγής με κατευθυντήρα. Αυτό φαίνεται καθαρά στο σχήμα R3.12 των αποτελεσμάτων όπου απεικονίζονται ξεχωριστά δύο σωληνάκια τοποθετημένα στο διακριτικό όριο. Στην απόσταση μηδέν ο 2 x 2 x 3mm 3 CsI:Tl σπινθηριστής εμφανίζει χωρική διακριτική ικανότητα 3.7mm και ο 3 x 3 x 5mm 3 4.5mm. Στο διάγραμμα R3.13 φαίνεται η μεταβολή της χωρικής διακριτικής ικανότητας του πρότυπου συστήματος Πυρηνικής Ιατρικής απεικόνισης με τον κοκκώδη σπινθηριστή GOS:Pr συναρτήσει της απόστασης πηγής-κατευθυντήρα. Για συγκριτικούς λόγους στο ίδιο διάγραμμα παρουσιάζονται τα πειραματικά αποτελέσματα τα οποία προέκυψαν με τους διακριτοποιημένους σπινθηριστές CsI:Tl κάτω από τις ίδιες συνθήκες. Η υπεροχή του προτεινόμενου κοκκώδους ανιχνευτή σε σχέση με τους διακριτοποιημένους σπινθηριστές είναι εμφανής για όλες τις αποστάσεις που εξετάστηκαν. Σε απόσταση 20 εκατοστών ανάμεσα σε πηγή και κατευθυντήρα ο 2x2 mm 2 και ο 3x3 mm 2 παρουσιάζουν ίδια χωρική διακριτική ικανότητα ίση με 15mm ενώ ο κοκκώδης ανιχνευτής παρουσιάζει 8.4 mm. Αυτό το αποτέλεσμα είναι σημαντικό και μας υποδεικνύει ότι ο προτεινόμενος ανιχνευτής μπορεί να χρησιμοποιηθεί και σε εφαρμογές SPECT όπου απαιτούνται μεγαλύτερες αποστάσεις 23

απεικόνισης, λόγω του κενού που πρέπει να υπάρχει ανάμεσα στον κατευθυντήρα και στο υπό απεικόνιση όργανο, για την περιστροφή της κάμερας. 7) ΕΝΕΡΓΕΙΑΚΗ ΔΙΑΚΡΙΤΙΚΗ ΙΚΑΝΟΤΗΤΑ Με τη χρήση του εξειδικευμένου πρότυπου απεικονιστικού συστήματος εξετάστηκε η ενεργειακή διακριτική ικανότητα δειγμάτων μονοκρύσταλλικών σπινθηριστών BGO, GSO, LSO, LYSO, LuYAP και YAP για ενδεχόμενη χρήση τους σε παρόμοιες εφαρμογές. Στο τέλος της διατριβής δίνονται πληροφορίες για την ενδογενή ενεργειακή διακριτική ικανότητα του συστήματος (με κατευθυντήρα) και την ενδογενή ενεργειακή διακριτική ικανότητα (χωρίς κατευθυντήρα) των υλικών αυτών. Η καλύτερη ενεργειακή διακριτική ικανότητα επιτεύχθηκε με τον σπινθηριστή LSO:Ce (22 και 20%) ενώ η χειρότερη με τον σπινθηριστή LuYAP:Ce (58 και 55%). Ο σπινθηριστής BGO παρουσίασε ενεργειακή διακριτική ικανότητα συστήματος ίση με 36% και ενδογενή ίση με 32% αντίστοιχα.. Αποτελέσματα για την ενεργειακή διακριτική ικανότητα του υλικού GOS:Pr δίνονται στους πίνακες R3.2 και C.1 και στα σχήματα R3.16 και R3.17 των κεφαλαίων D.3.3.2 και Ε.1 της διατριβής. Η ενεργειακή διακριτική ικανότητα του προτεινόμενου ανιχνευτή είναι υποβαθμισμένη ~ 85% και εξαρτάται άμεσα από το πάχος του κοκκώδους ανιχνευτή. Αυτό το αποτέλεσμα ήτανε αναμενόμενο αφού και στα κοκκώδη υλικά το φώς που βγαίνει στην έξοδο έχει άμεση εξάρτηση από τον στατιστικό παράγοντα του πάχους απορρόφησης του φωτονίου γάμμα. Για ίδια απορροφημένη ενέργεια ακτινών γ από την μάζα του κοκκώδους υλικού εμφανίζεται διαφορετική ποσότητα φωτεινής ροής στην έξοδο εξαρτώμενη από το βάθος απορρόφησης του εκάστοτε φωτονίου. Αυτό το φαινόμενο είναι έντονο λόγω της υψηλής ιδιοαπορρόφησης του παραγόμενου φωτός από τους κόκκους του φθορίζοντος υλικού. Το φαινόμενο είναι λιγότερο έντονο στους μονο-κρυσταλλικού τύπου σπινθηριστές όπου έχουν μεγάλη διαφάνεια [W. Moses, 2006]. IV. ΣYΜΠΕΡΑΣΜΑΤΑ Στην παρούσα διατριβή μελετήθηκε κατά πόσο η χρήση νέων, ταχείας απόκρισης φθοριζόντων υλικών κοκκώδους μορφής μπορεί να βελτιώσει την απόδοση συγκεκριμένων τύπων ανιχνευτικών συστημάτων Πυρηνικής Ιατρικής (π.χ. dedicated small nuclear imagers) όπου η διακριτική ικανότητα του συστήματος είναι πιο 24

σημαντική από την ευαισθησία. Η αποτίμηση έγινε σε φθορίζοντα υλικά μικρού και μεγάλου πάχους που παρασκευάστηκαν στο εργαστήριο. Επιπρόσθετα στην παρούσα διατριβή παρουσιάζεται η εφαρμογή ενός χαμηλού κόστους ανιχνευτικού υλικού κοκκώδους μορφής σε ένα εξειδικευμένο σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής και γίνεται εκτενής αναφορά στα πλεονεκτήματα και τα μειονεκτήματά του σε σύγκριση με διακριτοποιημένα υλικά τύπου CsI:Tl μεγέθους 3 x 3 x 5mm 3 και 2 x 2 x 3 mm 3. Η απόδοση του συστήματος ως προς την ευαισθησία (sensitivity), τη χωρική διακριτική ικανότητα (spatial resolution) και την ενεργειακή διακριτική ικανότητα (energy resolution) αποτιμήθηκε για ενέργεια 140 kev που αντιστοιχεί στην ενέργεια του ισοτόπου 99m Tc που χρησιμοποιείται ευρύτατα σε εξετάσεις Πυρηνικής Ιατρικής. Επιπρόσθετα έγινε αποτίμηση των φθοριζόντων υλικών κοκκώδους μορφής YAG:Ce, LSO:Ce και GOS:Pr υψηλής απόκρισης για πιθανή χρησιμοποίησή τους σε συστήματα απεικόνισης με ακτίνες Χ που απαιτούν πολύ γρήγορες λήψεις ιατρικής εικόνας. Μεγέθη όπως η κβαντική ανιχνευτική απόδοση (QDE), η απόδοση ενεργειακής απορρόφησης (ΕΑΕ), η απόλυτη απόδοση φωταύγειας (ΑLΕ), η απόδοση φωταύγειας (LE) και ο παράγοντας φασματικής συμβατότητας μελετήθηκαν ενδελεχώς. Με τη χρήση του εξειδικευμένου πρότυπου απεικονιστικού συστήματος Πυρηνικής Ιατρικής εξετάστηκε η ενεργειακή διακριτική ικανότητα δειγμάτων μονοκρύσταλλικών σπινθηριστών BGO, GSO, LSO, LYSO, LuYAP και YAP για ενδεχόμενη χρήση τους σε παρόμοιες εφαρμογές. Πληροφορίες για την ALE καθώς και την LE υπό διέγερση ακτίνων γ παρουσιάστηκαν. Συνοψίζοντας αναφέρουμε ότι το υλικό YAG:Ce θεωρήθηκε ακατάλληλο για την εφαρμογή του σε εξειδικευμένο απεικονιστικό σύστημα Πυρηνικής Ιατρικής απεικόνισης μικρών ζώων λόγω της πολύ μικρής ευαισθησίας του σε ακτινοβόληση με φωτόνια ενέργειας 140keV. Το βέλτιστο πάχος όπου αποδίδει ευαισθησία στο σύστημα ίση με 5 Cps / MBq βρέθηκε πειραματικά ίσο με 5mm. Το υλικό LSO:Ce παρουσίασε ικανοποιητική ευαισθησία ίση με 36 Cps / MBq σε πάχος ίσο με 2.2mm σε συνθήκες Πυρηνικής Ιατρικής. Όμως η ενδογενή ραδιενέργεια από το φυσικό ισότοπο του Λουτεσίου 176 ( 176 Lu=78 Bq/g) κατέστησε ανεπίτρεπτη την απεικόνιση σε ενεργότητες πάνω από 0.5 mci λόγω φαινομένων επικάλυψης παλμών (pile up effect) και μεγάλης αύξησης του νεκρού χρόνου (dead time) του αναλογικό-ψηφιακού μετατροπέα. Απεικόνιση σε ενεργότητες πάνω από 0.5 mci είναι αρκετά συχνές στην απεικόνιση μικρών ζώων και στη 25

σπινθηρομαστογραφία. Για το λόγο αυτό το κοκκώδες υλικό LSO:Ce θεωρήθηκε ακατάλληλο για τέτοιες εφαρμογές. Το υλικό GOS:Pr κοκκώδους μορφής παρουσίασε υψηλή απορρόφηση των φωτονίων X και γ καθώς και την μεγαλύτερη απόλυτη απόδοση σε όλο το εύρος των ενεργειών που μελετήθηκαν. Το βέλτιστο πάχος, για ενέργεια 140keV, ώστε να επιτύχουμε την μεγαλύτερη ευαισθησία 40 Cps / MBq προσεγγίστηκε πειραματικά στα 2mm (600mg/cm 2 ). Η υψηλή χωρική διακριτική ικανότητα που επιτυγχάνει σε συνθήκες Πυρηνικής Ιατρικής αποτελεί το βασικό πλεονέκτημα του για εφαρμογές της απεικόνισης σε μικρά ζώα. Τελειώνοντας πρέπει να σημειωθεί, ότι είναι αναγκαίο να επιτευχθεί μια καλύτερη οπτική σύνδεση στο παράθυρο είσοδο του PSPMT και του κοκκώδους ανιχνευτή GOS:Pr. Πιθανόν υγρή σύζευξη ανάμεσα στην πλαστική υποδοχή της οθόνης και το παράθυρο είσοδο του PSPMT να βελτιώσει περαιτέρω τη χωρική διακριτική ικανότητα. Περαιτέρω βελτίωση στην απόδοση του συστήματος μπορεί να αναμένεται με την εφαρμογή διορθώσεων ομοιογένειας της ενεργειακής διόρθωσης των δεδομένων. Τέλος θα ήταν σαφώς αναγκαίο, πριν το νέο πειραματικό πρωτότυπο δοκιμαστεί σε κλινικές δοκιμές στην απεικόνιση μικρών ζώων να γίνουν και επιπλέον πειράματα με ομοιώματα. Λόγω της έλλειψης εθνικών προτύπων σε εξειδικευμένες κάμερες μικρού πεδίου, θα ήταν χρήσιμο να διενεργηθούν εκτελεστούν προκλινικές μελέτες ROC με ομοιώματα τύπου ποντικιού (Moby) και έμπειρους παρατηρητές. Με τον τρόπο αυτό θα διαπιστωθεί η πραγματική δυνατότητα του συστήματος για ανίχνευση όγκων υπό διάφορες συνθήκες. Επιπλέον, δοκιμές απεικόνισης με μικρά ζώα θα καθορίσουν την ευαισθησία και την ειδικότητα του νέου προτεινόμενου εξειδικευμένου ανιχνευτή σε σύγκριση με άλλα εξειδικευμένα μικρά συστήματα απεικόνισης μικρών ζώων. 26

TABLE OF CONTENTS ACKNOWLEDGMENTS... 5 A. INTRODUCTION... 30 A.1. The problem... 30 A.2. Thesis originality... 32 A.3. Publications... 33 A.4. Thesis layout... 35 B. THEORETICAL BACKGROUND... 38 B.1 Radiation detectors in Medical Imaging... 38 B.1.1 Integration Vs Photon Counting Systems... 40 B.1.2 Material Characteristics and Required Parameters... 41 B.1.3 X-ray imaging phosphors... 46 B.1.4 Radionuclide Imaging scintillators... 47 B.2 Fundamentals of Single Photon Gamma Cameras... 48 B.2.1 Basic Components of Gamma Camera... 50 B.2.2 Collimators... 52 B.2.2.1 Parallel hole collimator... 52 B.2.2.2 Single hole (Pinhole) collimator... 55 B.2.3 Photomultiplier tubes... 57 B.2.4 Electronic Readout and Pulse Shaping... 58 B.3 Dedicated emission imagers; general issues... 61 B.3.1 Pixellated Vs Continuous scintillators... 63 B.3.2 Position Sensitive Photomultiplier tubes... 65 B.3.3 Resistive chain anode Read out... 66 C. MATERIALS AND METHODS... 70 C.1 Characteristics of single crystal scintillators and powder phosphors studied... 70 C.1.1 Single crystal scintillators examined... 70 C.1.2 Powder phosphors examined... 72 C.2 Preparation of powder phosphor screens... 74 C.2.1. Preparation of thin powder phosphor test screens for X-ray Imaging. 74 C.2.2. Preparation of thick powder screens for Nuclear Imaging applications... 75 C.3 Design of the experimental prototype dedicated small FoV Gamma Camera... 76 C.3.1 Readout of the dedicated small FoV Gamma Camera... 80 C.4. Definitions of performance parameters... 81 C.4.1. Radiation detection: quantum detection efficiency (QDE) and energy absorption efficiency (EAE).... 81 C.4.2. The intrinsic X-ray to light conversion efficiency (η c )... 82 C.4.3. The Absolute Luminescence Efficiency (ALE)... 83 C.4.4. The Luminescence Efficiency (LE)... 84 C.4.5. The Spectral Matching Factor... 85 C.4.6. Small FoV Gamma Camera Performance Characteristics... 85 C.5. Experimental Techniques... 87 C.5.1. X-ray Excited Optical Luminescence Spectroscopy... 87 C.5.2. X-ray excited Absolute Luminescence Efficiency... 88 27

C.5.3. γ-ray excited Absolute Luminescence Efficiency.... 91 C.5.4. Energy resolution measurement apparatus... 92 C.6. Image manipulation... 93 C.7 Treatment of experimental errors... 94 D. RESULTS AND DISCUSSION... 97 D.1. Evaluation of fast powder phosphor screens using Medical Imaging X-rays... 97 D.1.1 Results and discussion on YAG:Ce powder scintillation screens performance... 97 D.1.2 Results and discussion on LSO:Ce powder screens scintillation performance... 105 D.1.3 Results and discussion on GOS:Pr scintillation performance... 111 D.2. Performance characteristics of dedicated gamma ray imager with 3x3x5mm 3 and 2x2x3mm 3 CsI:Tl scintillator arrays... 117 D.2.1. Optimization of the signal amplification of the system... 117 D.2.2. Flood field images with CsI:Tl discrete scintillators... 119 D.2.3 Sensitivity and imaging performance characteristics... 120 D.2.4. Pinhole imaging performance with 2 and 3mm apperture hole... 123 D.3. Evaluation of thick powder phosphor screens in photon counting mode.. 124 D.3.1. Evaluation of thick YAG:Ce powder phosphor screens under 140keV excitation for use in the dedicated gamma ray imager... 124 D.3.2. Evaluation of thick LSO:Ce powder phosphor screens under 140keV excitation for use in the dedicated gamma ray image... 127 D.3.2.1 Low activity raw images with LSO:Ce powder scintillator... 128 D.3.3. Evaluation of thick GOS:Pr powder phosphor screens under 140keV excitation for use in the dedicated gamma ray image... 130 D.3.3.1 Optimization of the signal amplification of the system with GOS:Pr powder scintillator... 132 D.3.3.2 Sensitivity and imaging performance characteristics... 133 D.4 Evaluation of scintillator crystals under gamma ray excitations... 141 D.4.1. Absolute luminescence efficiency, luminescence efficiency and system energy resolution of single crystal scintillators.... 141 E. CONCLUSIONS... 144 E.1. Summary of Results... 144 E.2. Future Work... 147 References... 149 28

CHAPTER A INTRODUCTION INTRODUCTION... 30 A.1. The problem... 30 A.2. Thesis originality... 32 A.3. Publications... 33 A.4. Thesis layout... 35 29

A. INTRODUCTION A.1. The problem Scintillator materials investigation as well as radiation detector design and development, for application in various fields of medical imaging, have been in full progress during the last decades. In particular a strong interest has been shown in introducing new dense materials with high atomic number and high light yield characterized by: Fast response to match the requirements for fast data acquisition in various imaging techniques demanding high counting and framing rates. Structural properties contributing to image quality amelioration. Low cost Fast scintillators are traditionally used in Nuclear Medical Imaging to compromise between the single photon counting techniques, used in this field, and the need for high counting rates to avoid image blurring. In addition dedicated small nuclear imagers have been developed for breast, prostate and small animal imaging. In these cases, apart from fast response, high spatial resolution is of primary importance. In order to improve spatial resolution and sensitivity performance, in animal imaging, a variety of exotic detectors and collimators have been proposed. High degree pixellated scintillator materials optically coupled to Position Sensitive Photomultiplier Tubes (PSPMTs) or to Avalanche Photodiode Arrays have been introduced. The compact design of those systems facilitates detector head positioning at orientations that reduce or eliminate the background activity from other organs, such as the heart in the case of scintimmamography, i.e. heart often accumulates a significant portion of the tracer. Moreover, in small animal imaging the portion of scatter radiation recorded by the camera is very small due to the small probability of gamma ray interaction within small dimension organs. For this reason, scatter reduction techniques are rarely used in small animal imaging; moreover no strict requirements for energy resolution of the scintillator detector are taken. 30