Cámara Gamma

La gama de cámaras es el equipo utilizado en medicina nuclear para la adquisición de imágenes centelleantes. Estos últimos representan visualmente la distribución en el cuerpo humano de la radiactividad emitida por radiofármacos inyectados en el paciente con fines diagnósticos o terapéuticos.

Consta de dos elementos básicos: el colimador y un sistema de localización fotónica. El colimador consiste en una placa de material absorbente (generalmente plomo) en la que se perforan agujeros. De esta manera, solo los rayos que se mueven en la dirección elegida pueden pasar a través de los agujeros, mientras que los restantes serán absorbidos. Hay colimadores con diferentes geometrías de agujero (ver abajo). El espesor de los tabiques entre los agujeros y la longitud de los agujeros determina, por un lado, la definición espacial del sistema y, por otro, la eficiencia de detección (cuántos fotones del total que alcanza el colimador son detectados por el rango de la cámara). Por lo tanto, son necesarios diferentes espesores y longitudes, dependiendo de la energía de los fotones incidentes (los fotones de mayor energía pasan a través de un mayor grosor del cable), para alcanzar el mejor compromiso entre la cantidad de "ruido" presente en la imagen final (debido a las interacciones con los fotones no se desea, por ejemplo, que han sufrido compton de dispersión) y la intensidad de la señal detectada. Geometrías de colimadores: las imágenes adquiridas con estos últimos 2 tipos de colimadores están distorsionadas y deben corregirse con un software especial después de la adquisición (especialmente si utiliza el método SPECT). Después del colimador, hay un centelleador de cristal-generalmente talio activado por yoduro de sodio: NaI (Tl) - que convierte los rayos en chispas de luz de baja intensidad; estas chispas se detectan luego desde sensores con alta sensibilidad, conocidos como tubos fotomultiplicadores, que constituyen el sistema de localización fotónica y devuelven el haz de salida de electrones, cuyo número depende de la cantidad de luz que los golpea. El grosor del cristal también afecta la eficiencia de detección. De hecho, un cristal más grueso permitirá detectar mejor los fotones más energéticos, pero conducirá a una mayor presencia de ruido en las imágenes obtenidas con fotones de baja energía para la dispersión de estos últimos dentro del propio cristal. Además del grosor, el número atómico y la densidad del cristal también afectan este fenómeno. El cristal es muy sensible a la humedad y, por lo tanto, debe estar protegido por una capa de aluminio. También hay "ventanas de luz" de vidrio o cuarzo. En el proceso de centelleo, el rayo gamma incidente en el cristal pasa un electrón externo del mismo desde la banda de Valencia a la banda de conducción. El posterior retorno del electrón al estado original conduce a la emisión de energía en forma de luz visible. El fotomultiplicador consiste esencialmente en un tubo de vacío cuya parte en contacto con la ventana de luz (fotocátodo) está recubierta con una sustancia que libera electrones si se ve afectada por la radiación de luz. El número de estos electrones aumenta exponencialmente cada vez que golpean un dinode dentro del tubo. La salida de señal eléctrica de todos los fotomultiplicadores es proporcional a la energía del fotón incidente en el cristal. Los sistemas complejos de hardware y software son responsables de estimar la posición y la energía de la señal detectada creando la imagen real. La energía del fotón incidente es como ya se ve importante para obtener una imagen sin ruido; el sistema por lo tanto, eliminando de la adquisición las señales con energía muy diferente de la de interés, permite eliminar tanto la radiación de fondo natural como por ejemplo todos los fotones que han sufrido dispersiones. La capacidad del sistema para discriminar las energías de los fotones se denomina resolución de energía, se expresa como ΔE/E (intervalo de error de energía con respecto a la energía de Pico considerada) y es igual al FWHM (ancho completo medio máximo, es decir, ancho del pico a la mitad de su altura) del pico en sí sobre la energía de referencia. La resolución espacial del sistema se define como el FWHM de la imagen reconstruida de una fuente puntual (el punto fuente no tendrá la apariencia de un punto en la imagen final, pero sus cuentas se dispersarán alrededor de su centro para formar un pico). Este valor depende de la energía de los fotones incidentes, el grosor del cristal, el número de fotomultiplicadores y también el complejo sistema de procesamiento aguas abajo del sensor. Otro tipo de detector es el Semiconductor. Estos, cuando son golpeados por un rango de energía de fotones de menos de 1m eV, generan un par de agujero de electrones, y luego una señal eléctrica es medible (también es una "multiplicación" de estos pares como el primer producto de electrones ioniza el material en el que se encuentra, ionización, que es más intensa para fotones de mayor energía). Estos detectores muestran una mayor resolución espacial y energética con la misma eficiencia de detección. Por lo tanto, este sistema permite detectar directamente la interacción gamma sin producir fotones con menor energía como en los sistemas antiguos que degradan la señal. Además, la resolución espacial en este caso está limitada solo por el tamaño de los elementos individuales de los que está compuesto el detector. Los principales materiales utilizados son CdTe (cadmio-telurio) y CdZnTe (cadmio - zinc - telurio).

El paciente radiactivo se coloca en la cama por debajo del rango de la cámara. Los fotones Gamma en la salida después de pasar a través del colimador se convierten en chispas de luz detectadas por el fotomultiplicador. Un conjunto de circuitos permite rechazar señales que no están dentro de la ventana de energía elegida, eliminando así los fotones Compton que causarían un deterioro en la calidad de la imagen. Esta herramienta también permite la adquisición de imágenes 3D utilizando el método de SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography), que también se puede combinar con una TC de adquisición en tomógrafos más modernos (SPECT - CT) con el fin de garantizar una mejor localización anatómica de los hallazgos y permitir la corrección para la atenuación de las imágenes. Esta corrección permite mejorar la calidad de las imágenes obtenidas estimando la atenuación de los fotones emitidos por los hallazgos por el propio cuerpo del paciente.

La cámara gamma es capaz de capturar tanto imágenes 2D (planar) como 3D (utilizando el método SPECT, también posiblemente recurriendo a la sincronización con una señal externa; en tales casos, la adquisición se denomina gated. Las capturas 3D están cubiertas en el elemento SPECT). Las imágenes planas se pueden capturar como estáticas (segmentarias y de cuerpo total), dinámicas o también cerradas. Los modelos de cámaras Gamma dedicados al estudio del corazón (gamma camera cardiodedicate) capturan imágenes ya en modo 3D utilizando colimadores específicos y detectores de semiconductores. En comparación con la gama de cámaras tradicionales son capaces de producir imágenes de mejor calidad, administrando menos actividad al paciente y en menos tiempo. Otra ventaja es la mejor resolución energética, que facilita los estudios con doble trazador. Se utiliza para capturar imágenes de órganos específicos (por ejemplo, tiroides) o para capturar imágenes de segmentos corporales después de una encuesta corporal total (por ejemplo, para proyectar estructuras que no se distinguen de las imágenes 2D o para realizar exploraciones tardías). Con este protocolo de adquisición la cabeza del rango de la cámara y el lecho son estacionarios y la cabeza adquiere fotones provenientes de un área precisa del organismo, sin poder definir la profundidad. La duración de la adquisición se puede definir como el tiempo (en segundos) ya sea como un número específico de recuentos desde la captura, la imagen también se puede duplicar o girar, y es posible definir a priori el campo de visión (FOV) que se incluye en la imagen y la matriz (que define la resolución espacial). Este protocolo se utiliza para capturar imágenes de todo el cuerpo (así como para capturar imágenes de regiones más grandes del campo de visión del rango de la cámara). Utilizando cámaras gamma de dos cabezas y una cuna que se mueve a una velocidad constante, es posible adquirir rápidamente de esta manera una imagen frontal y posterior de todo el organismo al mismo tiempo. En cuanto a la adquisición segmentaria, aquí también es posible definir una matriz, un campo de Visión, una rotación y una inversión en un eje de la imagen; mientras que el tiempo de adquisición está definido por la velocidad de movimiento de la cama y la distancia que debe recorrer. Una imagen corporal total se puede capturar con un movimiento continuo de la cama o capturando por separado varios segmentos (entre ellos un mínimo de superposición) que luego se "montan" juntos por la estación de trabajo de procesamiento. Como la adquisición estática permite estudiar solo un segmento del cuerpo, pero observando cómo el radiofármaco, una vez inyectado, se distribuye a lo largo del tiempo (un uso muy frecuente es en gammagrafía ósea trifásica). Con este protocolo, el examen único se divide en fotogramas y su duración se define por el número de fotogramas multiplicado por la duración del fotograma único. En cuanto a la captura estática segmentaria, puede definir una matriz, un campo de visión, un eje de inclinación y una rotación de la imagen. Se utiliza para estudiar la función cardíaca a través de la angiocardioscintigrafía de equilibrio. Con este protocolo de adquisición, la imagen se divide en fotogramas, pero a diferencia del Protocolo de adquisición dinámica, Las imágenes se sincronizan con el ciclo cardíaco (detectado mediante la realización de un electrocardiograma durante la adquisición de imágenes). Con este protocolo se suman los fotogramas relacionados con la adquisición de las mismas porciones del ciclo cardiaco (Muga acquisition, multigated acquisition) permitiendo así obtener al final del procesamiento una imagen del corazón en movimiento. Con este protocolo la duración de la adquisición puede definirse explícitamente o expresarse como el número de ciclos cardíacos, mientras que como en otros casos es posible definir una matriz, un FOV, un eje de inclinación y una rotación de las imágenes. La presencia de un ritmo cardíaco irregular puede afectar la calidad de este tipo de adquisición; para evitar este problema puede utilizar los protocolos en modo de cuadro dedicado o modo de Lista de protocolos en el que los datos de la cámara gamma se adquieren independientemente del ECG dado (de modo que es posible reconstruir los datos sin gated si es necesario). Los datos almacenados en el modo de Lista tiene la desventaja de ocupar una gran cantidad de memoria física de la máquina.

La irradiación uniforme de ojivas de cámaras gamma no proporciona, como cabría esperar teóricamente, una imagen uniforme. Para corregir estos errores, debido a las limitaciones físicas del equipo, es necesario adquirir mapas de corrección que para cada píxel de la imagen y para cada parámetro medido corrijan la salida de la máquina. Estos mapas se refieren principalmente a tres parámetros: utilizando este mapa, es posible corregir las imágenes para las variaciones locales en el número de recuentos debido a una sensibilidad diferente del instrumento a nivel local. Este mapa se dice intrínseco si se adquiere No utilizando un colimador, mientras que se dice sistema si se monta en la máquina. Este tipo de mapa se obtiene irradiando las ojivas con una fuente uniforme y debe ser diferente para cada radioisótopo utilizado. Este mapa le permite corregir localmente las diferencias en la detección de la energía de los fotones incidentes (debido, por ejemplo, a las impurezas del cristal centelleante). Es posible obtener este mapa irradiando la ojiva con los fotones de un solo radioisótopo o incluso utilizando una fuente de fotones de alta energía y una fuente de fotones de baja energía. El fotomultiplicador que recibe entradas de luz del cristal suprayacente normalmente no responde con intensidad uniforme a una señal que golpea el cristal en diferentes puntos. La intensidad de su salida será mayor si la señal se detecta en la porción del cristal que está debajo del centro del fotomultiplicador y luego disminuye hasta cerca del borde; un fotón que golpea el espacio entre dos tubos fotomultiplicador será mal detectado, causando distorsión y pérdida de recuentos en las imágenes. El mapa de corrección de linealidad sirve para corregir este tipo de error y generalmente se adquiere con títeres de barras o multiforos, con geometría conocida, llenos de iones específicos de actividad de uno o más isótopos a probar. La diferencia entre la señal "ideal" que debe obtenerse de la marioneta y la señal "real" dada por el rango de la cámara permite corregir la salida de la máquina.

Para ser utilizadas para uso clínico, las cámaras gamma deben pasar ciertos controles. Estos son de tres tipos: el Decreto Legislativo 187/2000 establece los límites de tolerabilidad para los parámetros controlados, estos son: este parámetro representa la uniformidad de respuesta de la cámara gamma cuando se irradia desde una fuente en el uniforme de fotones (campo de inundación). Si este parámetro se refiere solo al detector, se denomina uniformidad imbricada. La uniformidad del sistema se refiere al conjunto detector + colimador. Este parámetro puede disminuir debido a mal funcionamiento / fallos de los fotomultiplicadores y defectos en la estructura del cristal de centelleo. El uso de una ventana de energía incorrecta o una fuente de calibración con actividad muy alta también puede alterar este parámetro. Los defectos o daños en el colimador solo pueden afectar a la uniformidad del sistema. Este parámetro puede medirse dentro del campo visual útil (95% del campo visual total, UFOV) o central (75% del campo visual total, CFOV). La National Electronic Manifactures Association propone con este fin la siguiente definición: U = 100 ⋅ C m a x − C m Me y C m a x + C m Me y {\displaystyle U = 100 \ cdot {\frac {c_{max} - c_{min}} {c_{max}+c_{min}}}} Donde C m a x {\displaystyle C_ {max}} y C m Me y {\displaystyle C_ {min}} Soy el número de recuentos máximos y mínimos detectados dentro de la misma medición entre todos los píxeles considerados Se utilizan varios parámetros numéricos para cuantificar la uniformidad; algunos son más sensibles a las variaciones globales a través del detector, otros que a las variaciones locales. Si U = 0 {\displaystyle U = 0} , la uniformidad medida es máxima ( C m a x = C m Me y {\displaystyle C_ {max} = C_{min}} ). Este parámetro medido en UFOV o CFOV es un índice de la respuesta global del detector, mientras que el valor más alto medido para cada píxel en comparación con sus 5 adyacentes es un índice de uniformidad local (el peor píxel de toda la imagen define el valor de uniformidad). La uniformidad intrínseca se mide colocando una fuente puntual de 99m Tc a una distancia de al menos 5 FOV de la cabeza del rango de la cámara y midiendo los conteos. Para medir la uniformidad del sistema, se utilizan fuentes planas (flood) de 57 Co o llenas de pertecnetato, que se colocan delante del sistema detector - colimador. Las inundaciones a base de pertecnetato son menos costosas, pero deben llenarse cada vez (con mayores riesgos de protección radiológica). Por otro lado, las inundaciones de cobalto duran aproximadamente 1-2 años, pero luego deben eliminarse como desechos radiactivos (también deben almacenarse en contenedores blindados especiales). Se utilizará una matriz de adquisición de al menos 64×64 píxeles. La sensibilidad de una cámara gamma es la relación entre la tasa medida y corregida de recuentos (recuentos/segundo) para el fondo ambiental y la actividad de la fuente utilizada para la calibración. Si se utiliza una fuente con una superficie mayor que el campo de visión de la máquina, el valor debe corregirse haciendo la relación entre las dos superficies. Hablamos de sensibilidad intrínseca si nos referimos solo al detector. La sensibilidad del sistema (que es útil para fines prácticos, ya que la gama de cámaras siempre monta colimadores cuando se usa con fines clínicos) se refiere al conjunto detector + colimador. La sensibilidad intrínseca puede ser alterada por disuniformidades cristalinas, así como por fallas o mal funcionamiento de fotomultiplicadores. A medida que aumenta el grosor y la superficie del cristal, aumenta la sensibilidad intrínseca, al igual que la amplitud de la ventana de detección de energía. El valor se reduce en su lugar mediante el uso de una ventana de energía incorrecta o más fotones gamma de energía. La sensibilidad del Sistema disminuye al usar colimadores dañados, o incluso más gruesos o cubriendo un área más grande del cristal. La sensibilidad del sistema es siempre inferior a la intrínseca (en cuántos colimadores absorben parte de los fotones incidentes). La sensibilidad del sistema se mide utilizando títeres especiales (con paredes de plástico delgadas de solo 3 mm, para evitar la atenuación tanto como sea posible) que se montan sobre el colimador y se llenan con una actividad conocida de pertecnetato (medido en un momento determinado con un calibrador de dosis y luego insertado en el títere). La actividad restante en la jeringa se resta de la medida con el calibrador antes de la comprobación. El ángulo existente entre el eje de rotación en el "ideal" y "real" según lo descrito por los periódicos (ángulo de inclinación) en condiciones normales debe ser nulo para evitar artefactos en las imágenes (estos artefactos, si están presentes, conducen a describir un punto como un "anillo" en las imágenes reconstruidas, perdiendo resolución espacial); sin embargo, con el tiempo, por ejemplo, por razones de desgaste mecánico, cor geométrico) puede diferir de lo establecido por el software Por cada medición deben adquirirse al menos diez mil recuentos. Entonces se debe hacer una medida del fondo. El rango de la cámara, durante las adquisiciones de SPECT, gira las cabezas alrededor de un eje (donde se coloca el paciente). Sin embargo, es posible corregir imágenes reconstruidas si este desplazamiento (distancia entre el valor "real" e "ideal" del ángulo de inclinación) se conoce antes de las capturas. Este valor, sin embargo, no es constante para cada ángulo de rotación, sino que es una función de esto. Por esta razón, para obtener una corrección óptima del COR es necesario adquirir al menos 32 proyecciones alrededor de una fuente puntual de calibración. La imagen obtenida juntando todas las proyecciones se llama sinograma (ya que tiene la forma de un sinusoide). Comparando el sinograma adquirido con la función sinusoidal "ideal" de la fuente puntual, es posible hacer un ajuste de los datos para derivar el desplazamiento entre el COR y el Centro de rotación ideal para cada ángulo de rotación de las cabezas. Este control se llevará a cabo utilizando una matriz de adquisición de al menos 128×128 y al menos veinte mil recuentos por proyección. Se realizan mediante la realización de comprobaciones de sensibilidad para cada ojiva y la comparación de diferentes puntos de vista con diferentes ojivas para verificar que coinciden.

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