[en] Since the discovery of the X-rays in 1895 and their first medical application one year later, many different medical imaging techniques have been developed. Emission tomography is a branch of medical imaging that allows the doctors to track physiological processes in the patient. A radioactive compound called radiotracer is injected in the body of the patient. The radiotracer molecule is chosen to fulfill an specific task in the organism allowing to track a concrete physiological process. The two main emission tomography techniques are PET and SPECT. In PET (Positron Emission Tomography) the injected radiotracer is a positron emitter. The emitted positron annihilates with an electron producing a pair of back-to-back gamma photons. The PET scanner (usually having a cylindrical shape) detects these photons pairs and reconstructs an image of the radiotracer concentration. In SPECT (Single Photon Emission Computerized Tomography) a single gamma photon is emitted in each radioactive decay of the radiotracer compound. The SPECT system consists of (at least) one gamma camera. A gamma camera is composed by a mechanical collimator and a position sensitive photodetector. The mechanical collimator consists of a thick material with holes that only allow the passing of photons coming from a particular direction. The collimated photons are detected by the photodetector obtaining a projection of the radiotracer in the volume of the patient body. A three dimensional image of the radiotracer concentration in the patient body is obtained from the projections obtained in several directions. SPECT is the most widely used emission tomography technique because of the large variety of available radiotracers, and the relative low cost when compared with PET. However, SPECT has intrinsic limitations due to the mechanical collimation: low efficiency as only a fraction of the gamma photons can pass through the collimator, an inverse proportional relationship between the efficiency and the image resolution (the bigger the collimator holes the higher the efficiency but the lower the image resolution), and the camera must be rotated increasing exposure time. The concept of Compton camera has been proposed in order to overcome those limitations. A Compton camera consists of two detectors, called scatterer and absorber, working in coincidence. In a coincidence event the gamma photon (emitted by the radiotracer) reaches the scatterer and undergoes a Compton interaction, scattering into a certain angle. The scattered gamma reaches the absorber where it undergoes a photoelectric interaction and is absorbed. Using the positions of both interactions and the corresponding deposited energies, one can reconstruct a cone surface which contains the emission point of the gamma photon. With the cones reconstructed from several coincidences, an image of the activity in the patient body can be obtained. The Compton camera has the potential to overcome all the intrinsic limitations of SPECT as: each gamma has a probability to be scattered and produce a coincidence event, the image resolution is not tied to the efficiency, and it is possible to obtain three dimensional images without moving the camera. However, the complexity of the image reconstruction and the limits in the detector technology has prevented the Compton camera concept to become a viable medical imaging system. The VIP (Voxel Imaging PET) project proposes a novel detector design based on pixelated solid state (CdTe) technology to overcome the limitations of scintillator detectors used in PET. VIP features a modular design in which the basic element is the detector module unit. The module contains the solid state detectors which are segmented in millimeter size voxels. Thanks to a dedicated read-out chip developed within the project, each one of the voxels is an independent channel for the measurement of energy, position, and time of arrival of the detected gamma photons. The module detectors are stacked in order to form PET sectors. Putting several of these sectors together leads to a seamless PET ring. Although the VIP module has been designed for PET, the flexibility of the module design allows to explore other possible applications like PEM (Positron Emission Mammography) and Compton camera. In this thesis we will evaluate a Compton camera based on the VIP detector concept. The scattering and the absorber detectors will be made from the stacking of specially designed module units. Silicon will be used as detector material in the scatterer in order to maximize the Compton interaction probability for the incoming gamma photons. In the absorber, CdTe will be used as detector material in order to stop the gamma photons emerging from the scatterer. The excellent energy resolution of the solid state detectors combined with the millimeter size of the detector voxels, result in a high accuracy in the reconstruction of the Compton cones that cannot be achieved with scintillator crystals. In this thesis we will use Monte Carlo simulations in order to evaluate and model the proposed Compton camera. Two different image reconstruction algorithms will be used. The simulation will allow us to obtain the optimal geometrical parameters as well as the expected performance of the Compton camera in terms of detection efficiency and image resolution. A smaller FOV (Field-Of-View) prototype will be also evaluated.

[es] Desde el descubrimiento de los rayos X en 1895 y su primera aplicación médica un año después, se han desarrollado diferentes técnicas de imagen médica. La tomografía por emisión es una rama de las imágenes médicas que permite a los médicos realizar un seguimiento de los procesos fisiológicos en el paciente. Un compuesto radiactivo llamado radiotrazador se inyecta en el cuerpo del paciente. La molécula radiotrazador se elige para cumplir una tarea específica en el organismo que permite el seguimiento de un proceso fisiológico concreto. Los dos principales de técnicas de tomografía por emisión son PET y SPECT. En PET (Tomografía por Emisión de Positrones) el radiotrazador inyectado es un emisor de positrones. El positrón emitido se aniquila con un electrón produciendo un par de fotones gamma emitidos "back -to-back". El escáner PET (por lo general de forma cilíndrica) detecta estos pares de fotones y reconstruye una imagen de la concentración del radiotrazador en el organismo. En SPECT (Tomografía Computarizada por Emisión Simple de Fotones) un solo fotón gammas es emitido en cada desintegración radiactiva del compuesto. El sistema de SPECT consiste en (al menos) una cámara gamma. Una cámara gamma está compuesta por un colimador mecánico y un fotodetector capaz de registrar la posición de la interacción. El colimador mecánico esta compuesto por un material denso con aperturas que sólo permite el paso de los fotones procedentes de una dirección particular. Los fotones colimados son detectados por el detector obteniendo una proyección del radiotrazador en el volumen del cuerpo del paciente. A partir de estas proyecciones se obtiene una imagen tomografía de la concentración del radiotrazador- SPECT es la técnica de tomografía de emisión más ampliamente utilizado debido a la gran variedad de radiotrazadores disponibles, y el bajo coste en comparación con PET. Sin embargo, SPECT tiene limitaciones intrínsecas debido a la colimación mecánica: baja eficiencia ya que sólo una fracción de los fotones gamma puede pasar a través del colimador, una relación proporcional inversa entre la eficiencia y la resolución de la imagen ( A mayor tamaño de las aperturas del colimador mayor será la eficiencia pero la resolución de la imagen empeorara) , y la cámara debe girar aumentando el tiempo de exposición . El concepto de cámara Compton fue concebido con el fin de superar estas limitaciones. Una cámara de Compton consta de dos detectores, llamados "scatterer" y "absorber", trabajando en coincidencia. En un evento de coincidencia el fotón gamma (emitido por el radiotrazador) alcanza el "scatterer" y cambia de dirección como consecuencia de una interacción Compton. La gamma dispersada alcanza el "absorber" donde es absorbida en una interacción fotoeléctrica. Con la posición de ambas interacciones y las correspondientes energías, se puede reconstruir la superficie de un cono que contiene el punto desde donde el fotón gamma fue emitido. Con los conos reconstruidos a partir de varias coincidencias, es posible reconstruir una imagen de la actividad en el cuerpo del paciente. La cámara Compton tiene el potencial de superar todas las limitaciones intrínsecas de los SPECT ya que: cada gamma tiene una probabilidad de ser dispersado y producir una coincidencia, la resolución de la imagen no está vinculada a la eficiencia, y es posible obtener imágenes tridimensionales sin mover la cámara. Sin embargo, la complejidad de la reconstrucción de la imagen y los límites en la tecnología de detectores, han impedido que el concepto de cámara Compton se convertirse en un sistema de imagen médica viable. El proyecto VIP ("Voxel Imaging PET") propone un diseño de detector de estado sólido (CdTe) con tecnología pixel para superar las limitaciones de los detectores basados en cristales de centelleo utilizados en PET. VIP cuenta con un diseño modular en el que el elemento básico es el modulo de detección. El módulo contiene los detectores de estado sólido que están segmentados en "voxels" de tamaño milimétrico. Gracias a un chip de lectura desarrollado en el proyecto, cada uno de los "voxels" del detector constituye un canal independiente para la medición de la energía, posición, y el tiempo de llegada de los fotones gamma detectados. Los módulos son apilados con el fin de formar los sectores de PET. Poner varios de estos sectores juntos, permite construir un anillo PET. Aunque el módulo VIP ha sido diseñado para el PET, la flexibilidad del diseño del módulo permite explorar otras posibles aplicaciones, como PEM (Mamografía por Emisión de positrones) y la cámara de Compton. En esta tesis se evaluará una cámara de Compton basado en el concepto detector VIP. Los detectores "scatterer" y "absorber" están compuestos de módulos de detección especial diseñados. Los módulos son apilados para crear los detectores. En el "scatterer" se utiliza Silicio como material activo a fin de maximizar la probabilidad de interacción Compton de los fotones. En el "absorber", CdTe se utiliza como material activo con el fin de detener los fotones gamma que salen del "scatterer". La excelente resolución en la energía de los detectores de estado sólido combinado con el tamaño milimétrico de los "voxels", permiten obtener una alta precisión en la reconstrucción de los conos Compton que no se puede lograr con cristales de centelleo. En esta tesis vamos a utilizar simulaciones de Monte Carlo para evaluar y optimizar el diseño de la cámara Compton. Se utilizarán dos algoritmos de reconstrucción de imagen diferentes. La simulación nos permitirá obtener los parámetros geométricos óptimos, así como el rendimiento esperado de la cámara de Compton en términos de eficiencia en la detección y de resolución de la imagen. Se ha evaluado también un prototipo con menor campo de visión.