Rivelatori a semiconduttore per uso medico

Rivelatori a
semiconduttore per
uso medico
Maria Giuseppina Bisogni
Dip. di Fisica “E. Fermi” e
Sezione INFN di Pisa
Rivelatori a semiconduttore per..
Imaging medico con radiazioni ionizzanti
X
ray diagnostic imaging
RD, Mammografia, CT,…
Gamma
ray imaging
Scintigrafia, SPECT, PET,…
Radioterapia
Dosimetria
Dosimetria pre-trattamento
Dosimetria in vivo
Imaging
con fasci di protoni per adroterapia
Introduzione storica
M. Hoheisel, NIM A563 (2006) 215–224
1895 Prof. Wilhelm Conrad Rontgen scopre i raggi X
Primi anni del 900 viene introdotto l’uso degli schermi scintillanti
Negli anni ’70 la fluoroscopia con intensificatori di immagine accoppiati
a telecamere diventa di routine
Negli anni ’80 la radiografia diventa digitale (fosfori fotostimolabili,
successivamente flat-panels, rivelatori a semiconduttore)
Imaging radiografico digitale
Campionamento spaziale -> pixel
Campionamento del segnale -> livelli di grigio
Diverse modalita’ di imaging
Radiografia generale
Angiografia
Mammografia
Digital Subtraction
Angiography (DSA)
Coronografia
Stereotassi
Tomografia Assiale
Computerizzata (CT)
microCT
Radiogr
afia
Angiografia Mammo Stereo
grafia
tassi
Detector
size (cm2)
43 x 43 30 x40
Pixel (µm)
125 –
165
Risoluzione 12 bits
Frame rate
Single
shot <
1s
CT
(microCT)
150 –
400
18 x
24
24 x
30
50 –
100
5x9
4 x 70
<50
500
<100
12 bits
12 bit
16 bit
20 bit
< 60 f/s
Single Single 2000shot < shot < 6000 f/s
1s
1s
Classificazione
Computed Radiography (CR)
photostimulable phosphor
imaging plates
+
Digital Radiography (DR)
indirect (e.g. a-Si flat panel detector,
CCD based detectors)
direct (e.g. a-Se flat panel detector)
or …
integrating (e.g. CR, flat panel detectors)
Digital Radiography
single photon counting (e.g. hybrid
detectors, MWPCs)
J. A. Seibert, UC Davis Medical Center, CA, USA
Configurazioni di lettura
CCD linear array
CCD camera system
- Light loss
→ Reduced DQE
- Demagnification
a-Si:H photodiodes (low dark current, high sensitivity to green light)
from J. A. Seibert, UC Davis Medical Center, CA, USA
Scintillator: CsI:Tl needle
crystals
Thickness 550µm
good X-ray
absorption
Needles act as
light-guides
sharp MTF
CsI:Tl emits
green light
Scintillator
ADC
Readout
Addressing
X-ray film: dynamic range
0.5 mAs
2 mAs
4 mAs
8 mAs
Under-exposed
M. Overdick, Philips Research Labs – Aachen, IWORID 2002
16 mAs
32 mAs
Over-exposed
63 mAs
Flat panel detector: dynamic range
typical usage
M. Overdick, Philips Research Labs – Aachen, IWORID 2002
alloyed a-Se
with % As (stabilizer, ↓ holes lifetime, ↑ e- lifetime) with ppm Cl (↑ holes lifetime, ↓ e- lifetime)
from J. A. Seibert, UC Davis Medical Center, CA, USA
Sistemi a conteggio del singolo
fotone (SPC)
Soppressione del rumore
Range dinamico ampio e lineare
Praticamente limitato solo dalla
saturazione dei contatori
Discriminazione energetica dei
SNR maggiore, minore dose
Applicazioni a basso rate di eventi
fotoni Compton (sorgenti
monoenergetiche)
X di fluorescenza
Soppressione “energy weighting”
Nei rivelatori ad integrazione iI fotoni di
bassa energia contano meno
Nei rivelatori a conteggio del singolo
fotone essi hanno lo stesso peso
Rivelatori a
microstrisce
Rivelatori a
pixel/pad
Mammografia
Masse tumorali
Degenerazione del tessuto sano
Proprieta’di attenuazione simili al tessuto sano
Estensione > 5 mm
Microcalcificazioni
Depositi di calcio di dimensioni submillimetriche
sono piu’ “dense” del tessuto ghiandolare e fibroadiposo
Se si presentano in cluster, sono un marker tumorale
Il primo mammografo digitale
GE Senographe 2000D
Revolution™ Flat Panel Digital
Detector a-Se +CsI(Tl)
18x 24 cm2,
pixel 100 x 100 mm2
12 bit resolution
11 years R&D and 130 M$
investment
First digital mammographic
system approved by FDA (2000)
Mammografo a CCD
4 CCD’s, 25 um native resolution, 50 um standard resolution
Four CCD’s butted for 220 mm length
CCD matrix: 400 x 2048 pixels or 200 x 1024 pixels
Fibre-optic plate shields CCD from X-rays for minimum noise
Time Delay and Integration (TDI)
CsI(Tl) coupled
SenoScan® FFDM approvato da FDA nel 2001
Mammografia Stereotassica
OPDIMA® Siemens
CCD 12 micron native resolution
2 x 2 o 4 x 4 binning (24 o 48 um pixels)
4 x 7 MPixels
Area sensibile 49 x 86 mm2
Approvato da FDA nel 1997
Mammografia digitale diretta
Mammografi basati su flat panel
a Selenio amorfo
Giotto Image MD Internazionale
Medico Scientifica Srl (I.M.S.
Bologna, Italy)
active area 23.9 x 30.5 cm2
pixel size of 85 µm
Mo and Rh filter
Clinical trial
Mammomat NovationDR Siemens
Active area 24 x 29 cm2
70 µm pixel size
Dual target X-ray tube: Mo/Mo,
Mo/Rh, W/Rh for dose reduction
FDA Pre-market approval 2004
Progetto SYRMEP
Utilizzo combinato della luce di sincrotrone
(ELETTRA, Trieste), di nuovi rivelatori digitali e di
tecniche di imaging non convenzionali per migliorare
la qualita’ globale delle immagini in mammografia
Erik Vallazza – INFN Trieste – VCI 2007
Edge-on Si strip
detector
Il rivelatore viene usato in geometria edge-on. La
sezione corrisponde alle dimensioni del fascio
laminare
Lo spessore efficace del rivelatore e’ dato dalla
lunghezza delle strip (~ 100% in 1 cm di Si per
fotoni da 20 keV)
Rimozione quasi totale della radiazione Compton
Le dimensioni del pixel sono date dal passo delle
strisce (H) per lo spessore (V) del rivelatore
Problema della zona morta davanti alle strisce
Il rivelatore ed il Front-End
The Si Detector
256 to 1024 strips
Strip length 2 cm
100 or 50 µm strip pitch
Detector thickness: 300 µm
Dead entrance window ~200 - 400 µm
Detection efficiency: 80% (20 keV)
The Mythen-II ASIC
Evolution of the Mythen-I
0.25 µm UMC technology
Upgrades:
24 bit counter
re-design of the digital part
6-bit threshold trim DAC for each
channel
with proper optimization usable up
to 3 MHz (work in progress)
Il modulo PSI-TS
Fantoccio
contrastodettaglio 17 keV
Fili di nylon in contrasto di fase
Primo Mammografo commerciale
SPC
Sectra MicroDoseTM
Si strip detectors, 768
strips, 50 µm pitch
slight fan-out
(compensa divergenza
del fascio), 2 cm long
500 µm spessore
Quasi edge-on (4º- 4.5º
tilt angle)
~90% efficienza @ 30
keV
ASIC:
128 canali
counting rate/pixel: >1 MHz
M. Lundqvist et al., Evaluation of a PhotonCounting X-Ray Imaging System, IEEE
Trans.Nucl.Sci. 48 (4), August 2001
Il Progetto IMI
Progetto di trasferimento tecnologico Imaging
Mammografico Integrato IMI finanziato dal governo
sotto la legge 46/82 (art.10)
Trasferimento di tecnologie sviluppate nell’ambito della
Fisica delle Alte energie all’imaging mammografico e
funzionale per la diagnosi ed il follow-up del tumore al
seno
Collaborazione tra Universita’ e Industrie nazionali
Linee di ricerca
Gamma camera per scintimammografia
GaAs detectors and tecniche di bump bonding
Dimostratore per mammografia basato su rivelatori a
GaAs SPC
Sorgente di raggi X quasi monocromatici di alta
intensita’
Unità di rivelazione
Rivelatori a GaAs a pixel
Chip Medipix1
• Rivelatori
• GaAs: 200 µm thick by AMS
•Si 300 – 1000 µm IRST
• pixel 170 x 170 µm2
• n. pixel 64 x 64
• area 1.2 cm2
Chip Medipix1 (PPC)
MIC CERN SACMOS 1 µm
FASELEC Zurigo
Pixel 170 x 170 µm2
n. pixel 64 x 64
Area 1.7 cm2
Contatore a 15-bit
400 transistors/cell
1.6 M transistors/chip
(M. Campbell et al.,1997)
Il dimostratore IMI
X ray tube
Testa
mammografica
collimatore
La testa mammografica
The Detection Unit
The assemblies have been
produced and bump
bonded by Alenia Marconi
Systems (Roma)
Each detection unit has
been mounted in a
protective case.
GaAs
MPXI/PCC
assembly
Aluminum nitride (AlN) substrate,
LEXAN cover on top (not shown)
Scansione
18 x 24 cm2 exposure field
1D
scanning
9 x 2 assemblies
26 exposures
“off-line” image reconstruction
1 cm
Qualità delle immagini
Dettaglio
DettagliodidiAlAl
Spessore
Spessore15
15micron
micron
Contrasto medio < 1 %!
Contrasto medio < 1 %!
Discontinuita’ tra unità di
Discontinuita’ tra unità di
rivelazione adiacenti.
rivelazione adiacenti.
• Alte prestazioni nella rivelazione di dettagli a basso contrasto
• Problemi di uniformità dell’immagine dovuti alla costanza temporale
delle soglie (acquisizione multistep e correzione per il fondo) e del
tubo.
Confronto tra sistemi mammografici
System
IMI Prototype
Giotto IMS
Fuji FCR
5000MA
GE Senographe
2000D
Detector
Crytallne GaAs, Si
a-Se
Fosfori
fotostimolabili
Caesium Iodide.
TFT array
Electronic mode
Single Photon
Counting
TFT. Charge
integration
Laser scanner
TFT. Charge
integration
Pixel pitch
170 micron
85 micron
50 micron
100 micron
Image matrix (pix)
1152 x 1536
2048x2816
3600 x 4800
1914 x 2294
Image size (cm)
18 x 24
17.4 x23.9
18 x 24
19 x 23
Beam
(Target/Filter)
Mo/Mo
Mo/Mo, Mo/Rh
Mo/Mo
Mo,Mo/Mo,Rh,
Rh/Rh
Note
Slot scanning
Full field
Full Field
Full Field
Rapporto Segnale Rumore
SNR =
n1
n2
n1 − n2
σ12 + σ 22
Nell’ipotesi di sole fluttuazioni statistiche
n1
(
n2
−( ∆µ ) s
SNR = 1 − e
x
Se SNR = k e
(∆µ)s << 1
piccolo
)
NAe−µ1tε
1+ R
ε= efficienza del rivelatore
k 2 (1 + R)exp(µ1t )
N (k ) ≈
ε (∆µ)2 s4
Modulation Transfer Function
∞
MTF(ν ) = ∫ LSF( x) ⋅ e
2 πiνx
dx
−∞
misura
modifica ampiezza di un segnale sinusoidale in
ingresso al sistema
funzione della frequenza spaziale
LSF(x) Line Spread Function immagine di una linea
“infinitamente sottile”
Mammographic Phantom: RMI 156
RMI 156 fantoccio accreditato dalla American College of Radiology
(ACR) per controlli di qualita’ in mammografia
dimensioni : 8 x 8 cm2
Lucite 3.3 cm thick
cera 0.6 cm thick
0.3 cm thick cover
simula un seno
compresso
di
spessore 4.2 cm
16 test objects embedded in wax:
5 groups of simulated micro-calcifications of different
diameter
(0.54 mm, 0.40 mm, 0.32 mm, 0.24 mm and 0.16 mm),
5 different thickness tumor-like masses
(2.00 mm, 1.00 mm, 0.75 mm, 0.50 mm and 0.25 mm)
6 different size nylon fibers that simulate fibrous structures
(1.56 mm, 1.12 mm, 0.89 mm, 0.75 mm, 0.54 mm and 0.40
mm)
Confronto SNR
•SNR in funzione dei mAs per dettaglio 12 (2 mm thick tumor mass)
Si 525 µm
GE Senographe 2000D
FCR 5000 MA
Giotto Image MD
10
9
8
25 kVolt
7
SNR
6
5
4
3
2
1
0
0
50
100
150
mAs
M. G. Bisogni et al., NIMA 546, 14 (2005)
200
250
Confronto MTF
GE Senographe 2000D
Si 525 µm
Fuji FCR 5000MA
Giotto Image MD
1.0
0.8
Nyquist frequency
MTF
Giotto Image MD
5.88 lp/mm
46 %
Single photon counting
2.94 lp/mm
60 %
GE Senographe 2000 D
5 lp/mm
20 %
FCR 5000MA
10 lp/mm
1%
MTF
0.6
0.4
0.2
0.0
0
2
4
6
8
10
lp/mm
M. G. Bisogni et al., NIMA 546, 14 (2005)
12
14
Curva Contrasto-Dettaglio
Fantoccio CDMAM per la costruzione delle curve contrasto dettaglio.
La curva contrasto dettaglio rappresenta uno dei parametri fisici piu’ significativi per la
valutazione dei sistemi mammografici digitali.
Fantoccio contrastdetail sviluppato dal
gruppo di Njimegen,
permette di ottenere
delle curve, dette
appunto contrastdetail, misurando la
soglia di contrasto
corrispondente ad un
oggetto di dimensioni
note.
Specifiche tecniche
• Base in alluminio, particolari in oro, di diametro e
spessore variabile, cover in plexiglass.
•Diametro particolari: da 0.06 mm to 2 mm.
•Spessore particolari: da 0.03 to 2 µm.
• 16 righe x 16 colonne. Ogni riga ha diametro
costante, e ciascuna colonna spessore costante.
Immagine ottenuta con
Il dimostratore IMI GaAs
Dose GM 2 mGy
Image Quality
Confronto Senographe 2000D e dimostratore IMI in progress..
Disk Diameter
(mm)
EUREF Acceptable
value (contrast %)*
[thickness (micron)]
EUREF Achievable
value (contrast %)*
[thickness (micron)]
IMI Th. Contrasts
( %)* [thickness (µm)]
36 mAs
IMI Th. Contrast (%)*
[thickness (µm)]
50 mAs
Senodgraphe 2000D
Threshold Contrast
2 mm
1.05% [0.069]
0.55% [0.038 ]
0.53%
0.51%
0.65%
1 mm
1.4% [0.091]
0.85% [0.056]
0.82%
0.67%
1.00%
0.50 mm
2.35% [0.15]
1.6% [0.103]
2.14%
1.83%
1.84%
0.25 mm
5.45% [0.352]
3.8% [0.244]
-
-
4.15%
0.1 mm
23% [1.68]
15.8% [1.10 ]
-
-
16%
* Il contrasto percentuale è quello teorico in assenza di scattering riferito ad un fascio a 28 kVp Mo/Mo
Dati su Senographe200D da:
“EVALUATION AND CLINICAL ASSESSMENT OF DIGITAL MAMMOGRAPHY SCREENING USING THE GE SENOGRAPHE 2000D
SYSTEM”, NHSBSP Equipment Report 0602, May 2006, Published by NHS Cancer Screening Programmes
Medipix2
Tecnologia 0.25 um IBM 33M transistors
256x256 pixels, 55 x 55 µm2 (65536 pixel/chip)
Segnali di carica in ingresso positivi e negativi
Preamplificatore dotato di circuito di compensazione corrente di
leakage/pixel
Max counting rate/pixel: 1 MHz
2 discriminatori, ciascuno regolabile a livello del singolo pixel (risoluzione 3
bit)
Logica “finestra energetica”
Contatore a 13 bits / shift register
Read-out
Seriale: a 100 MHz 9 ms/frame LVDS drivers, Fast Shift Register
Parallelo: a 100 MHz 266 µs/frame bus 32 bit
Spazio morto di 55 µm su tre lati
MPX2 e’ stato progettato da M. Campbell e X. Llopart (2000) del gruppo di
microelettronica del CERN, nell’ambito della collaborazione internazionale MEDIPIX
che comprende attualmente 15 istituzioni europee
14111 µm
http://medipix.web.cern.ch/MEDIPIX/
16120 µm
Microtomografia
Imaging in 3D con fasci X prodotti da tubi
microfocus
Applicazioni
Biomedico
Material
geologia
science
Microtomografo a CCD
X-ray source ................ 20-100kV,10W,<5µm spot size or 20-80kV, 8W, <8µm
spot size
X-ray detector ............. 10Mp or 1.3Mp cooled CCD fiber-optically coupled to
scintillator
Detail detectability ...... <1µm with 10Megapixel camera, <2µm with
1.3Megapixel camera
Maximum object size... 68mm in diameter with 10Mp camera, 37mm - with
1.3Mp camera
Reconstruction ............ single PC or cluster volumetric reconstruction
(Feldkamp algorithm)
http://www.skyscan.be/products/1172.htm
Immagini
Object: mouse
Scanner: SkyScan1076
Image: full body mouse scan using
contrast agent,
35um isotropic voxel size
Object: mouse lung sample
Scanner: SkyScan1172/100kV/10Mp
using contrast agent + CTan processing software
Image: pseudo3D visualization (MIP)
of lungs vascular structure,
5.7um pixel size
MPX2 Bone studies on small animals
Transaxial
Sagittal
1 mm
60 µm
Coronal
Panetta, D.: 8th International Workshop on Radiation Imaging Detectors – July 2-6 2006, Pisa – ITALY
PIXCel
Medipix2 inserito in un sistema
commerciale per analisi non distruttiva di
materiali (tecniche XRD, XRF)
From NIKHEF annual Report 2006 and PANalytical
Rivelatori a semiconduttore per..
Imaging medico con radiazioni ionizzanti
X
ray diagnostic imaging
RD, Mammografia, CT,…
Gamma
ray imaging
Scintigrafia, SPECT, PET,…
Radioterapia
Dosimetria
Dosimetria pre-trattamento
Dosimetria in vivo
Imaging
con fasci di protoni per adroterapia
Gamma ray imaging
Somministrazione al paziente di
radioisotopi gamma emittenti
Rivelazione della distribuzione
spaziale della radiazione emessa
dal paziente
Radioisotopo maggiormente
utilizzato Tc99m
Dinamica
della funzione renale >Imaging FUNZIONALE
Tc99m emette fasci monoenergetici
γ a 140keV con T½ = 6 hours.
Radiofarmaci marcati con Tc99m
Gamma Camera
Gamma Camera
Array of PMTs connected to amplifiers,
positional logic circuits etc.
γ ray gets
through
γ ray
NaI (Tl) scintillation
crystal.
Collimator – Pb with holes in it.
Encodes spatial information.
stopped
Patient
1957 H. Anger realizza la prima gamma Camera
Tecniche SPECT e PET
High uptake site
Low uptake
Position sensitive
photodetector
Block of matrix
of scintillator
γ emitting
radiotracer
Single photon
Lead collimator
β+ emitting
radiotracer
Coincidence
photons
High uptake site
Low uptake
Block of matrix
of scintillator
Position sensitive
photodetector
360°rotation
180°rotation
Gamma camera
Per molte applicazioni le
gamma camera tradizionali
presentano limitazioni
Dimensioni
Risoluzione spaziale 0.5 cm
Risoluzione energetica 10 % a
140 keV (Tc99m)
Scintimammografia,
scintigrafia pre-clinica, micro
SPECT, microPET, imaging
tiroide, probe intraoperatorie
Rotazione per
SPECT
Gamma camera
Tecnologie CZT/CdTe
Miglioramento costante della qualita dei cristalli di CZT/CdTe
Tecniche di crescita (THM, HBM, VBM, HPBM, PBSE)
Controllo delle proprieta’ elettriche
Realizzazione dei contatti
Contenuto di Zn, drogaggio
Sputtering, evaporazione, wet device technology
Interconnessioni
Bump e adhesive bonding, polymer flip chip
L. Verger et al. / Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 571 (2007) 33–43
Configurazioni a polarita’ singola
Rivelatori sensibili ai soli elettroni
Applicazioni del Teorema di Ramo-Schokley
Frisch grid, Coplanar Grid
Small pixel effect
Depth of interaction sensing
Rivelatori
Strip, pixel, tridimensionali
Z. He / Nuclear
Instruments and Methods
in Physics Research A
463 (2001) 250–267
L. Verger et al. / Nuclear Instruments and Methods in Physics Research A 571 (2007) 33–43
Gamma Probe e Gamma Camera a
CZT
neo2000® Gamma Detection System Neoprobe Corporation
external and intraoperative detection of radioactivity in body
tissues or organs, where radiopharmaceuticals are administered
for gamma-guided procedures including: Interoperative Lymphatic
Mapping.
The 14mm Detector Probe is designed for peak performance in
radioguided surgical procedures using the Technetium-99m
radioisotope.
Hand Held CZT Gamma Camera Anzai Medical with eV Products
Nuclear Medicine Small Field of View Gamma Camera both planar and
tomographic images
eZ-Scope: FDA
Approved
as a portable Gamma
Camera
Thyroid Phantom images
by Diverging Collimator
Nuclide: Tc-99m, Activity:
4mCi,
Acquisition time: 30
seconds
Scintimammografia
Sensibilita’ scintimammografia convenzionale
80% -85% per lesioni > 15 mm;
Scende a 55% per masse <15 mm e 3564% per masse <1 cm
Metastasi presenti nel 20% dei casi di primari
< 10 mm, la percentuale aumenta
drammaticamente per primari > 10 mm
CZT gamma camera
Diagnosi precoce
Migliore risoluzione energetica (scattering
rejection) e spaziale, compattezza
Gamma Medica –IDEAS TM ha sviluppato
una gamma camera a CZT
Basata su moduli 5 x 5, ciascuno 2.54 x 2.54
cm2
Pixel size 1.6 mm
CT/SPECT per Small Animal
Imaging
The X-ray camera is a CCD/phosphor screen
detector
Dalsa-MedOptics (AC series).
Kodak KAF-1001E series 1024 x 1024 pixel CCD array that
active area of 24.5 mm x 24.5 mm.
coupled via a 2:1 fiberoptic taper to a gadolinium oxysulfide
phosphor screen active area to 50 x 50 mm2.
Sistema SPECT
slab of CdZnTe con continuous gold electrode on
64 x 64 pixellated array of gold electrodes
bottom that are electrically connected to a readout
ASIC via indium-bump bonding.
The detector pitch is 380 um, with a pixel size of 330
um.
A 7-mm thick high-resolution parallel-hole collimator
with a matching pitch is used as the imaging aperture.
G. A. Kastis et al, IEEE TRANSACTIONS ON NUCLEAR SCIENCE, VOL. 51, NO. 1, FEBRUARY 2004
Universita’ dell’Ariziona, Tucson, USA, dipartimento di radiologia, divisione medicina nucleare
Silicon Drift Detectors (SDD)
E. Gatti, P. Rehak, 1984
SDD with
integrated
JFET
Electrical
Potential in
a circular SDD
H. Soltau, PN Sensor, IWORID 2006 , Pisa
Risoluzione Energetica
Ottima risoluzione
energetica grazie
al basso rumore
Alta efficienza quantica
(80 % a 360 nm)
Basso spread statistico
(guadagno=1)
Risoluzione spaziale
Quasi al limite teorico di
rivelatore noiseless
Rs=1.08 mm a 140 keV
(simulazione)
C. Fiorini et al, NIM A571 (2007), 126-129
Multichannel SDDs
19x5 mm2 = 95 mm2
12x5 mm2 = 60 mm2
6x5 mm2 = 30 mm2
61x5 mm2 = 305 mm2
77x7 mm2 = 539 mm2
Multichannel SDD
medical γ-ray imaging
•
CsI(Tl), 3mm
η = 80 % (122 keV)
•
position resolution
3 mm
0.17 mm FWHM
•
energy resolution
17.4 % FWHM
E(min) = 2 keV
0.17 mm
experiment & figures by C. Fiorini,
Politecnico di Milano
12
Controlled Drift Detectors (CDD)
Integration phase
A.Castoldi, C.Guazzoni, IEEE TED, 46, 2 (1999)
A.Castoldi, E.Gatti, C.Guazzoni, A.Longoni, P.Rehak, L.Strüder, NIM A439 (2000)
@z=12µm
65
-potential [V]
(*) Patents:
US 6,249,033
EP0862226
60
55
50
1100
N-side
1000
dri
ft c 900
oo
800
rdin
ate
[µ m
]
anodes
700
800
900
700
1100
600
1200
[µ
1000
ate
ordin
l co
a
r
lat e
m]
readout phase
P-side
Td~3 µs/cm
Q
Td
y
x
cha
e
id
P-s
nn
els
-potential [V]
65
60
55
50
1100
1000
dri
900
ft c
oo
rdin
800
at e
700
[µ m
]
700
800
900
1100
600
z
• electron packets are drifted at high speed (~0.3 cm/µs) towards point-like anodes (<100 fF)
1200
- deposited energy is obtained from the electron charge (Q)
- interaction position along the drift is obtained from the drift time (Td)
- interaction position along 2nd coordinate is obtained by anode segmentation
⇒ fast readout and high-res energy spectroscopy of each detected photons
Courtesy of A. Castoldi, Politecnico & INFN, Milano
[µ
1000
at e
ordin
l co
a
r
late
m]
2-D radiographic imaging and
spectroscopy with CDDs
Exp. CODERA (2003) - INFN - Sezione di Milano - Gruppo V
A.Castoldi, G. Cattaneo, A.Galimberti, C.Guazzoni, P.Rehak, L.Strüder, IEEE TNS 49, 3 (2002)
A.Castoldi, A.Galimberti, C.Guazzoni, P.Rehak, L.Strüder, NIM A512 (2003)
pixel 120µm,, 105 frame/s, 15 keV x-rays, T=300K
* no animal was killed or suffered for this measurement
Radiographic image of a lizard*...
Sincrotrone Trieste – SYRMEP beam line
270 eV FWHM @ 300K
… and spectroscopic
analysis of each pixel
10
Courtesy of A. Castoldi, Politecnico & INFN, Milano
20
Energy [keV]
30
CDD as scatter detector for Compton Imaging
Exp. COMPTON (2004-2006) - INFN - Sezione di Milano - Gruppo V
A silicon CDD fulfills challenging
requirements of the scatter detector:
- silicon (↑ Compton/photo, ↓ Doppler profile)
- high position resolution (~100 µm) with limited no. of
output channels (∝n and not ∝n2 )
- high energy resolution (∆E< 500 eV, ∆E/E < 0.1%)
- no mass along photon path (no bump-bond, no cooling)
- event time resolution (∆t<10 ns)
scatter detector
Eel (x,y,z)
A.H.Walenta, A.B.Brill, A.Castoldi, T.Conka Nurdan, C.Guazzoni, K.Hartmann, A.
Longoni, K.Nurdan, L.W.J.Strüder, " Vertex Detection in a Stack of Silicon Drift
Detectors for High Resolution Gamma-ray Imaging", Nuclear Science Symposium
Conference Record, 19-25 Ottobre 2003, Portland, USA
International collaboration (C-CAMED) for medical applications
http://deph.physik.uni-siegen.de/ccamed/
Spokesman: Prof.A.H.Walenta, University of Siegen (D)
Concept of a novel Compton Camera
module
based on CDD for SPECT imaging
Un. College London UK
Inst. of Cancer Research UK
Max Planck Institut D
Un. of Siegen
Un. of Erlangen
et al.
Un. Julich
Un. Bonn and Essen
Vanderbilt Un.USA
Brookhaven Nat. Lab. USA
Politecnico di Milano e INFN
sez. Milano
Courtesy of A. Castoldi, Politecnico & INFN, Milano
Rivelatori a semiconduttore per..
Imaging medico con radiazioni ionizzanti
X
ray diagnostic imaging
RD, Mammografia, CT,…
Gamma
ray imaging
Scintigrafia, SPECT, PET,…
Radioterapia
Dosimetria
Dosimetria pre-trattamento
Dosimetria in vivo
Imaging
con fasci di protoni per adroterapia
Radiotherapy
With the conformal radiotherapy technical imaging as CT is used to identify with
adequate precision the target and the neighbour tissues. A Treatment Planning
System TPS is developed to perform the calculation of the dose.
TPS IMRT per prostata
To optimize the potential of these
techniques, accuracy must be reached in
every step of the radiotherapy process
GTV = gross target volume
CTV = clinical target volume = gTV + margini
PTV planning target volume = cTV + margini
Sezione assiale del corpo
PATIENT POSITIONING
DOSE DISTRIBUTION
Courtesy of Prof. M. Bruzzi, Universita’ di Firenze e INFN Sezione di Firenze
For photon beams the conformation of the dose distribution is
obtained via Stereotassi and IMRT (Intensity Modulated
Radiation Therapy).
Photon beams from linac:
6MV testa - 10MV polmoni - 6.25MV prostata
Proton Beam Therapy
Finite range in tissue (protection of critical
normal tissues) since cross section fairly flat
and low away from peak
Maximum dose and effectiveness at end of
range (Bragg peak effect)
Major uncertainties of proton beam therapy:
range uncertainty due to use of X-ray CT for
treatment planning (up to several mm)
patient setup variability
Catana beam line LNS
- Loma Linda University Medical center
- Paul Scherrer Institut, Villighen
- Laboratori Nazionali del Sud
Dosimetria pre-trattamento
Una verifica accurata del trattamento è di estrema
importanza nelle terapie conformazionali e a modulazione
di intensità, in cui vengono rilasciate dosi elevate in una
regione conforme alla forma del volume bersaglio.
Con tali tecniche la precisione geometrica è più critica
perché i margini intorno al target sono minori rispetto a
quelli usati nella radioterapia convenzionale.
Necessita’ di impiegare dosimetri ad elevata risoluzione
spaziale per beam mapping e calibrazione per campi ad
alto gradiente di dose e in assenza di equilibrio elettronico
laterale
Dosimetro a semiconduttore
On-line
Off-line
Current response measured
during irradiation
Thermoluminescence (TL) or
Thermally Stimulated Current (TSC)
measured after irradiation
-10
TSC [mA]
0.1
Current [A]
10
-11
10
-12
10
0.0
0
100
200
300
400
Temperature [C]
-13
10
0
300time
[s]600
Gold Standard
high sensitivity
small dimensions
fast dynamic response
short and long term stability (radiation hardness)
energy independence
dose rate independence
water-equivalence
response linearity vs absorbed dose
angular independence
The tissue-equivalence
The material of the detector must interact with radiation
similarly to the human tissue
materiale
Z
aria
7.78
Z = m a1Z + a2 Z + a3 Z + ....
acqua
7.51
muscolo
7.64
3<m<4
grasso
6.46
ossa
12.31
carbonio
6
silicio
14
SiC
∼10
Effective atomic number Z
m
1
m
2
m
3
ai = fractional numbers of
electrons per gram
Fasci e set-up sperimentale
Dipartimento di Fisiopatologia Clinica - Università di Firenze
presso Azienda Ospedaliera Careggi –
1. Elettroni 6-25MeV da acceleratore lineare
dose: 1-10Gy
ratei di dose: 4.2 Gy/min
2. Raggi X da 6 MV X da acceleratore lineare
dose: 1-10Gy
ratei di dose: 2-10Gy/min
3. Raggi gamma da sorgente Co60
dose: 0.1-1Gy
ratei di dose 0.1-0.3Gy/min
Acceleratore lineare
e- 6-25 MeV
Good candidates for dosimetry in
RadioTherapy
Property
Diamond
Bandgap [eV]
Breakdown Field [V/cm]
Electron mobility [cm2/Vs]
Hole mobility [cm2/Vs]
Saturation velocity [cm/s]
Effective atomic number Zeff
5.5
107
1800
1200
2.2·107
6
5.7
1.12
3·105
1450
450
0.8·107
14
11.9
Low dark
current
13
10-9
43
3.6
2.5·10-3
13-20
Tissue
equivalent
Dielectric constant εr
e-h creation energy [eV]
minority carrier lifetime [s]
Wigner Energy [eV]
Si
High
response
velocity
High radiation hardness
Caratterizzazione Dosimetrica
sorgente
portacampione
cilindrico PMMA
K6517
Campo di radiazione
Camera di
ionizzazione
Fantoccio PMMA
(PolyMetylMetAcrylate)
Misura della dose:camera di ionizzazione cilindrica Farmer
NE257
distanza sorgente superficie PMMA: 70-100 cm
campo di radiazione : 20x20 cm2
Dosimetro a semiconduttore
incapsulato in resina epossidica e
disposto nel portacampione di PMMA
Diamond Dosimeters
water equivalent
☺ it is almost
it doesn’t perturb the radiation field → small fields
the energy is absorbed as in the water → no correction factors
high radiation hardness → long term stability
high density → high sensitivity → small dimensions
non toxic
it can be used as TL dosimeter (off-line) or for on-line applications
♠
high defect density - priming effects – instability of the signal
high voltage required
high production costs
Priming effects due to defects:
Signal instability – Pre-irradiation required up to ~30Gy
M. Bucciolini et al., Diamond dosimetry: Outcomes of the CANDIDO and
CONRAD INFN projects, Nucl. Instrum. Meth A 552 (2005), 189-196.
The dosimetric characteristics of a diamond film can
be significantly enhanced by pre-irradiating it with
fast neutrons
M. Bruzzi, D. Menichelli,S. Pini, M. Bucciolini, J. Molnar, A. Fenyvesi, Improvement of the dosimetric
properties of chemical-vapor-deposited diamond films by neutron irradiation, Applied Physics Letters
81(2) (2002) 298-300.
-7
Current [A]
10
On line response of a
sample non “detector
grade” before and after
irradiation with neutrons
as grown
-8
14
10
2
f=5x10 n/cm
-9
10
0
300
time [s]
600
900
Confronto sensibilità
Device
bias [V] Vol. [mm3] S [nC/Gy] S per unit volume
[nC/(Gy·mm3)]
Standard Farmer
Ionisation chamber
300
600
21.5
0.036
Miniature
EXRADIN T1
Ionisation chamber
300
50
1.38
0.028
Scanditronix
GR-p BS Silicon
0
0.295
140
474
Scanditronix SFD
stereotactic Silicon
0
0.017
6
353
400
4.7
420
90-700
CVD Diamond
Dosimetria bidimensonale in fasci
conformati con protoni e fotoni
Obiettivo
Sviluppo di un dispositivo per verifiche
dosimetriche pre-trattamento dove si
richieda buona risoluzione spaziale e alta
sensitività alla dose assorbita.
Progetto Europeo Maestro framework VI –
Esperimento INFN PRIMA
Dosimetro 2 D commerciale
Sun Nuclear MapCheck Model
1175 is a 2-dimentional beam
intensity measurement system
intended for quick and accurate
verification of the dose distribution
from an IMRT plan or from any
radiation field.
2-D diode array consists of 445
diode detectors arranged in 22 cm
octagonal grid.
The center 10x10 cm portion of
the grid contains diodes with 7 mm
spacing.
The outer area surrounding the
central grid contains the diodes with
14 mm spacing.
2D large area ionisation planar
silicon detector
With the aim of developing a dosimetric system adequate for 2D pre-treatment dose verifications, Florence
University designed a modular detector, based on a monolithic silicon segmented sensor, with a n-type
implantation on an epitaxial p-type layer. The epitaxial layer is grown on a p-type Magnetic Czochralski
silicon wafer. The device shows improved radiation hardness [Mara Bruzzi, Marta Bucciolini, Marta Casati,
David Menichelli, Cinzia Talamonti, Claudio Piemonte, B. G. Svensson, Epitaxial silicon devices for
dosimetry applications . Appl. Phys. Lett, in press]. A 6 x 6 cm2 module has been manufactured and
assembled with the read-out electronics. Each pixel element is 2 x 2 mm2 and the distance center-to-center
is 3 mm. The sensor is composed of 21 x 21 pixels, that is 441 channels all together [D. Menichelli et al.
Nucl. Instr. Meth A, in press]. An extension of 9 modules is currently in progress in the frame of the
MAESTRO EU VI framework and PRIMA INFN V commission.
Italian patent No. FI2006A000166
Dosimetria in vivo
La dosimetria in vivo- e’ uno strumento molto utile per
identificare
deviazioni da piani di trattamento standard o complessi (IMRT o
stereotassi) o
la dose agli organi critici (gonadi, midollo spinale)
Quando i calcoli non sono affidabili
Vicino agli schermi, ai bordi di campi di irraggiamento non coplanari,
vicino alla pelle, nelle disomogeneita’ tra tessuti
Per monitorare tecniche speciali di irraggiamento
Total body, total skin
Dosimetria MOSFET
Principio di funzionamento
La generazione di coppie e-h dovute alla
radiazione e la cattura della carica
positiva nell’ossido porta ad un
cambiamento misurabile della tensione di
soglia
Caratteristiche
Compatto (spessore < 1 micron)
Storage e Lettura non distruttiva della
dose
Dose rate indipendenti fino a 108 Gy/s
Alta risoluzione spaziale
1 um microbeam edge-on scamning
0.2 mm 2D dose mapping (Rowbottom,
C.G., Med Phys 31 (2004) 609-615)
Molto utilizzati per total body e total skin
irradiation
MOSFET impiantabili con chip a memoria
passiva e lettura wireless per verifica inRosenfeld, A.B. et al., Rad Prot Dosimetry
vivo della dose rilasciata
(2006) Vol. 120, 48-55
Dosimetria in Brachiterapia
Brachiterapia prostatica
richiede il posizionamento di
sorgenti interstiziali di I125 e
Pd103
Dosimetria in vivo complicata
Spazi limitati
Bassa energia degli X (21
keV Pd, 27 keV Id)
Bassi dose-rate 10-20 mGy
/min
In vivo spettroscopia con
minidetectors Si
Urethra alarm probe
area sotto il fotopicco
proporzionale alla dose
Necessita calibrazione
Rosenfeld, A.B., IEEE Tra Nucl Sci 51 (2004) 3013-3018
Proton Computer Tomography
Obiettivo
Imaging del tumore mediante fascio radioterapico
di protoni utilizzando un telescopio al Si basato su
rivelatori microstrip al silicio
Progetto: INFN - PRIMA - commissione V
I vantaggi dell’imaging con protoni
Utilizzando i protoni sia per l’imaging che per il trattamento si hanno i seguenti
vantaggi
Diminuzione della incertezza (attualmente 5 – 10 mm) del range dei protoni
nel tessuto e quindi conseguente aumento della accuratezza nel calcolo della
dose da parte dei sistemi per la pianificazione del trattamento.
Possibilità di verifica del posizionamento del paziente prima di ogni sessione
di trattamento.
Inferiore dose rilasciata al paziente rispetto alla CT convenzionale
Aumento della risoluzione a basso contrasto (possibilità di ottenere immagini
della localizzazione dei tumori senza l’uso di mezzi di contrasto)
Parametri tipici pCT
Parametro
Valore
Energia fascio di protoni
250-270 MeV
Intensità del fascio
103 – 107 protoni/sec
Risoluzione spaziale
< 1 mm
Risoluzione in densità
elettronica
< 1%
Radiation hardness
> 1000 Gy
La buona risoluzione spaziale ed energetica dell’intero sistema di PRoton IMAging
è ottenuta:
(1) misurando la traccia di ciascun protone mediante telescopio al silicio in entrata
ed uscita ed energia con calorimetro in uscita
(2) Mediante la ricostruzione del cammino più probabile di ciascun protone
attraverso il tessuto (Most Likely Path MLP) con metodi di simulazione e
opportuno confronto con studi sperimentali
Proton Computer Tomography: Il Principio
Il dispositivo si basa sull’idea di misurare singolarmente sia
l’energia che la direzione di ogni protone incidente.
Rivelatore di posizione a microstrip
Rivelatore Microstrip a singola faccia
Float Zone Silicon ρ = 1-6 KΩcm
<111>, <100>
Al
thickness ~ 300µm
B p+
module length ≈ 10cm
P n+
strip width w ≈15 µm,
n-type Si
pitch p ≈ 50-200µm.
SiO2 + Si3N4
Rivelatore Microstrip a Doppia Faccia
E’ anche necessaria una ricostruzione del cammino più
probabile del protone nel tessuto (Most Likely Path MLP)
i)Determinare i MLP con metodo MonteCarlo, utilizzando toolkit
GEANT4
ii) Confrontare i risultati del calcolo con i dati ottenuti dal
tracciatore per mezzo dei piani mobili inseriti nel fantoccio
segmentato
Prime simulazioni:
The most likely path of an energetic
charged particle through a uniform medium
D C Williams Phys. Med. Biol. 49 (2004)
2899–2911
200 MeV Protons, 20 cm water, most likely, 1 s and 2 s
path’
Test Beam Loma Linda University Medical Center - 2005
Collaborazione:
INFN Firenze – Catania – LNS
SCIPP UCSC e Loma Linda Univ. Medical Center
Test Beam LLUMC - Maggio 2005
I telescopi misurano la posizione del
protone in entrata ed uscita su un’ area di
4cm x 4cm.
Il calorimetro (5cmx5cm) misura l’energia
in uscita.
calorimetro
0
270
z (mm)
Un modulo mobile tra gli assorbitori misura
lo spostamento 2-D del fascio in diverse
posizioni
nell’assorbitore segmentato
tessuto equivalente (12 lastre PMMA di
spessore 1.25cm ).
First MLP in PMMA absorber
Error due beam divergence ~ 5 strips = 340µ
µm
Preliminary results show good agreement between experimental and simulated
most likely paths. Expected width ( theoretical ) of the banana in the middle of the
phantom is 380µm due to multiple scattering: we get 450µm (higher due to beam
divergence) .
More results in : M. Bruzzi et al. Prototype tracking studies for
proton CT, IEEE Trans. Nucl Sci , Vol. 54, 2007
Conclusioni
Imaging diagnostico con RX
Tecnologia Flat panel aSi+CsI leader negli apparati RX DR commerciali
Tecnologia Flat Panel aSe matura per diffusione su vasta scala
CCD leader nelle applicazioni a piccolo FOV per altissima risoluzione spaziale
Tecnologie SPC
Gamma Imaging
Grandi potenzialita’ nell’imaging quantitativo (informazione spettroscopica MPX3, applicazioni CT) non ancora del
tutto esplorate
Difficile ingegnerizzazione/prototipizzazione e diffusione su vasta scala (dimensioni, costi…)
Gamma camera CZT a piccolo FOV presenti con successo sul mercato
Grandi potenzialita’ nello small animal imaging e micrcoPET per informazione DOI
SDD e CDD molto promettenti per alta risoluzione energetica e informazione spettroscopica oltre che
elevata risoluzione spaziale
Limitazioni ad applicazioni con piccolo campo di vista
Radioterapia
Dosimetria
I rivelatori a Si mostrano le migliori prestazioni a livello dosimetrico – Resta il problema del danno da radiazione ma
può essere affrontato con tecniche di material engineering. Drawback: il materiale non è tessuto equivalente.
Dosimetri a diamante più appealing perchè tessuto equivalenti. E’ possibile ottenere buona qualità dosimetrica con
diamante CVD di media qualità e produzione a basso costo eseguendo opportuni pre-irraggiamenti. Drawback:
dinamica del segnale lenta e presenza di instabilità.
Dispositivi bidimensionali per la verifica dosimetrica pre-trattamento: per Si è possibile l’applicazione su larga scala,
l’attuazione è in corso. Per diamante la dinamica del segnale non è ancora sufficientemente veloce da consentire
applicazioni IMRT.
Dosimetria in vivo con MOSFET e microdosimetri al Si per brachietrapia molto promettenti
Un progetto di proton CT che utilizzi telescopi a microstrip di Si è allo studio per consentire il
posizionamento del paziente e la mappatura del tumore in proton-terapia. Promettenti i primi risultati.
Ringraziamenti
A. Stefanini, M.E. Fantacci, G. Paternoster
Universita’ di Pisa e INFN Pisa
P. Russo Universita’ di Napoli e INFN
Napoli
R. Longo Universita’ di Trieste ed INFN
Trieste
M. Bruzzi Universita’ di Firenze e INFN
Firenze