Cameră Gamma
Camera gamma este echipamentul utilizat în medicina nucleară pentru achiziționarea de imagini scintigrafice . Acestea din urmă reprezintă vizual distribuția în corpul uman a radioactivității emise de radiofarmaceutice injectate pacientului în scopuri diagnostice sau terapeutice.
Descriere
Se compune din două elemente fundamentale: colimatorul și un sistem de localizare fotonică. Colimatorul este format dintr-o placă de material absorbant (de obicei plumb ) în care se fac găuri. În acest fel, numai razele care se mișcă în direcția aleasă pot trece prin găuri, în timp ce restul va fi absorbit. Există colimatori cu geometrii diferite ale găurilor (vezi mai jos) [1] .
Grosimea septurilor dintre găuri și lungimea lor determină, pe de o parte, definiția spațială a sistemului și, pe de altă parte, eficiența de detectare (câți fotoni din totalul care ajunge la colimator sunt detectați de camera gamma). Prin urmare, sunt necesare grosimi și lungimi diferite, în funcție de energia fotonilor incidenți (fotoni mai energici trec printr-o grosime mai mare de plumb), pentru a ajunge la cel mai bun compromis între cantitatea de "zgomot" prezentă în imaginea finală (datorită interacțiunilor cu fotoni nedoriti, de exemplu, care au suferit imprastiere compton ) si au detectat intensitatea semnalului.
Geometriile colimatoarelor:
- PARALEL-HOLE este alcătuit din găuri paralele și perpendiculare pe cristal. Proiectează imagini cu dimensiunea reală a pacientului. Cele mai frecvente tipuri sunt:
- LEHR ( Low Energy High Resolution ). Folosit pentru fotoni redus de energie ( de exemplu cele emise de metastabile techenetiu -99) , în cazul în care este necesară o rezoluție spațială ridicată în detrimentul eficienței de detecție.
- LEAP sau LEGP ( Low Energy All Purpose sau Low Energy General Purpose ). Colimatorul standard de gauri paralele pentru fotoni cu energie redusă
- MEAP sau MEGP ( Energie medie pentru toate scopurile sau Energie medie pentru scopuri generale ). Colimator standard pentru fotoni la energii medii (de exemplu, cele emise de indiu -111)
- HEAP sau HEGP ( High Energy All Purpose sau High Energy General Purpose ). Folosit pentru fotoni cu energie ridicată (de exemplu, cei emiși de iod -131).
- CONVERGING-HOLE este echipat cu găuri convergente. Vă permite să măriți imaginea în detrimentul lățimii câmpului vizual.
- FAN-BEAM are găuri care converg de-a lungul unei axe și paralele în alta. Se folosește de obicei pentru achizițiile de creier.
- DIVERGING-HOLE are găuri divergente și permite creșterea câmpului vizual al cristalului.
Imaginile dobândite cu aceste ultimele 2 tipuri de colimatori sunt, prin urmare, distorsionate și trebuie corectate cu software adecvat după achiziție (mai ales dacă se utilizează metoda SPECT ).
- PIN-HOLE mărește imaginea dobândită în detrimentul numărului de conturi dobândite și a amplitudinii câmpului vizual (care crește odată cu distanța, în detrimentul eficienței detectării): util în diagnosticul organelor mici, cum ar fi glanda tiroidă [2] .
După colimator, există un cristal scintilator - de obicei din iodură de sodiu activată cu taliu : NaI (Tl) - care transformă razele în scântei de lumină de intensitate redusă; aceste scântei sunt apoi detectate de senzori de înaltă sensibilitate, numiți fotomultiplicatori , care constituie sistemul de localizare fotonică și care returnează un fascicul de electroni al căror număr depinde de cantitatea de lumină care le lovește. Grosimea cristalului afectează, de asemenea, eficiența detectării. Un cristal mai gros va face posibilă detectarea mai bună a fotonilor mai energici, dar va duce la o prezență mai mare a zgomotului în imaginile obținute cu fotoni cu energie redusă prin împrăștierea lor în interiorul cristalului. Pe lângă grosime, numărul atomic și densitatea cristalului influențează și acest fenomen. Cristalul este foarte sensibil la umiditate și, prin urmare, trebuie protejat de un strat de aluminiu. Există și „ferestre de lumină” din sticlă sau cuarț . În procesul de scintilație, raza gamma incidentă pe cristal face ca un electron din afara cristalului să treacă de la banda de valență la banda de conducere . Revenirea ulterioară a electronului la starea sa inițială duce, prin urmare, la emisia de energie sub formă de lumină vizibilă [un proces realizat de taliu în cristalul NaI (Tl)] [3] .
Fotomultiplicatorul este alcătuit în esență dintr-un tub de vid a cărui parte în contact cu fereastra de lumină (fotocatod) este acoperită cu o substanță care eliberează electroni dacă este lovită de radiația luminii. Numărul acestor electroni este apoi crescut exponențial de fiecare dată când lovesc un dinod în interiorul tubului însuși. Semnalul de ieșire electrică de la toți fotomultiplicatorii este proporțional cu energia fotonului incident pe cristal. Sistemele hardware și software complexe se ocupă apoi de estimarea poziției și energiei semnalului detectat, creând imaginea reală. Energia fotonului incident este, așa cum s-a văzut deja, importantă pentru a obține o imagine fără zgomot; prin urmare, sistemul, eliminând de la achiziție semnalele cu energie foarte diferită de cea de interes, permite eliminarea atât a radiației naturale de fundal, cât și de exemplu a tuturor fotonilor care au fost împrăștiați . Capacitatea sistemului de a discrimina energiile fotonice se numește rezoluție de energie , este exprimată ca ΔE / E (interval de energie de eroare în raport cu energia de vârf considerată) și este egală cu FWHM ( Lățimea completă jumătate maximă, adică lățimea vârfului la jumătatea înălțimea sa) a vârfului în sine împărțit la energia de referință. Rezoluția spațială a sistemului este în schimb definită ca FWHM a imaginii reconstituite a unei surse punctuale (sursa punctuală nu va avea aspectul unui punct în imaginea finală, dar numărul său va fi dispersat în jurul centrului său pentru a forma un vârf) . Această valoare depinde de energia fotonilor incidenți, de grosimea cristalului, de numărul de fotomultiplicatori și, de asemenea, de sistemul complex de procesare din aval de senzor.
Un alt tip de detectoare este cel semiconductor . Acestea, atunci când sunt lovite de un foton gamma cu o energie mai mică de 1M eV , generează în interiorul lor o pereche de găuri electronice și, prin urmare, un semnal electric măsurabil (o „multiplicare” a acestor perechi are loc și pe măsură ce primul electron produs ionizează materialul în care este localizat, ionizare care este mai intensă pentru fotonii de energie mai mare). Acești detectoare prezintă o rezoluție spațială și energetică mai mare, cu o eficiență de detectare egală. Prin urmare, acest sistem permite detectarea directă a interacțiunii gamma fără a produce fotoni cu energie mai mică ca în sistemele vechi care degradează semnalul. În plus, rezoluția spațială în acest caz este limitată doar de dimensiunea elementelor individuale care alcătuiesc detectorul. Principalele materiale utilizate sunt CdTe ( Cadmiu - Telur ) și CdZnTe (Cadmiu- Zinc- Telur) [4]
Metodă
Pacientul radioactiv este plasat pe canapeaua de sub camera gamma. Fotonii gamma de ieșire după trecerea prin colimator sunt transformați în scântei de lumină detectate de fotomultiplicator. Un set de circuite permite respingerea semnalelor care nu se află în fereastra de energie aleasă, eliminând astfel fotonii Compton care ar provoca o deteriorare a calității imaginii.
Acest instrument permite, de asemenea, achiziționarea de imagini 3D utilizând metoda SPECT (tomografie computerizată cu emisie unică de fotoni), care poate fi combinată și cu o achiziție CT în cele mai moderne tomografe (SPECT-TC) pentru a garanta o localizare anatomică mai bună a descoperiri.și permit corectarea pentru netezirea imaginilor. Această corecție permite îmbunătățirea calității imaginilor obținute prin estimarea atenuării fotonilor emiși de constatările de către propriul corp al pacientului.
Mod de achiziție cu camera gamma
Camera gamma este capabilă să achiziționeze atât imagini 2D (planare), cât și imagini 3D (folosind metoda SPECT, recurgând, de asemenea, la sincronizare cu un semnal extern; în astfel de cazuri achiziția se numește închisă . Achizițiile 3D sunt tratate în articolul SPECT ). Imaginile plane pot fi achiziționate ca statice ( segmentare și totală ), dinamice sau, de asemenea, închise .
Modelele de camere gamma dedicate studiului inimii ( camere gamma cardiodedicate ) capătă imagini deja în modul 3D folosind colimatori specifici și detectoare semiconductoare. Comparativ cu camerele gamma tradiționale, acestea sunt capabile să producă imagini de calitate mai bună, administrând mai puțină activitate pacientului și în mai puțin timp. Un alt avantaj este rezoluția mai bună a energiei, care facilitează studiile cu dublă trasare.
Achiziție segmentară statică
Se folosește pentru a obține imagini ale unor organe specifice (de exemplu, tiroida) sau pentru a obține imagini ale segmentelor corpului după o investigație totală a corpului (de exemplu, pentru a proiecta structuri care nu pot fi separate de imagini 2D sau pentru a realiza achiziții târzii). Cu acest protocol de achiziție, capul camerei gamma și patul sunt staționare, iar capul dobândește apoi fotonii care provin dintr-o anumită zonă a organismului, fără a putea defini adâncimea lor. Durata achiziției poate fi definită atât ca un timp în secunde, cât și ca un număr precis de numărări care trebuie achiziționate, imaginea poate fi de asemenea oglindită sau rotită și este, de asemenea, posibil să se definească câmpul de vedere (FOV) inclus în imaginea și matricea (care definește rezoluția sa spațială) [5] .
Achiziția totală a corpului
Acest protocol este utilizat pentru a obține imagini cu corp întreg (precum și pentru a obține imagini din regiuni care sunt mai mari decât FOV-ul camerei gamma). Folosind camere gamma cu două capete și un pat care se mișcă la o viteză constantă, este posibil să dobândiți rapid o imagine anterioară și posterioară a întregului organism în același timp. În ceea ce privește achiziția segmentară, și aici este posibil să se definească o matrice , un FOV, o rotație și o răsturnare pe o axă a imaginii; în timp ce timpul de achiziție este definit de viteza de mișcare a mesei și de distanța pe care trebuie să o parcurgă. O imagine corporală totală poate fi obținută fie printr-o mișcare continuă a mesei, fie prin achiziționarea diferitelor segmente separat (interpunând un minim de suprapunere între ele) care sunt apoi „montate” împreună de stația de lucru de procesare.
Achiziție dinamică
Deoarece achiziția statică permite studierea unui singur segment al corpului, dar observând modul în care radiofarmaceutic, odată injectat, este distribuit în timp (o utilizare foarte frecventă este în scanarea osoasă trifazică). Cu acest protocol, testul unic este împărțit în cadre (cadru) și durata sa este definită de numărul de cadre multiplicat cu durata cadrului unic. În ceea ce privește achiziția statică segmentară, este posibil să se definească o matrice , un FOV, o axă de răsturnare și o rotație a imaginii [6] .
Achiziție de porți planari
Este folosit pentru a studia funcția cardiacă prin angiocardioscintigrafie de echilibru . De asemenea, cu acest protocol de achiziție imaginea este împărțită în cadre , dar spre deosebire de protocolul de achiziție dinamică, imaginile sunt sincronizate cu ciclul cardiac (detectat prin efectuarea unei electrocardiograme în timpul achiziției imaginii). Cu acest protocol, cadrele referitoare la achiziționarea acelorași porțiuni ale ciclului cardiac sunt adăugate împreună (achiziție MUGA, achiziție MUltiGAted ) permițând astfel obținerea la sfârșitul procesării a unei imagini a inimii în mișcare. Cu acest protocol, durata achiziției poate fi definită în mod explicit sau exprimată ca număr de cicluri cardiace, în timp ce, ca și în celelalte cazuri, este posibil să se definească o matrice , un FOV, o axă de răsturnare și o rotație a imaginilor. Prezența unui ritm cardiac neregulat poate compromite calitatea acestui tip de achiziție; pentru a depăși această problemă este posibil să se utilizeze protocoale dedicate modului cadru sau protocoalelor mod listă în care datele camerei gamma sunt achiziționate independent de datele ECG (astfel încât să fie posibilă reconstituirea datelor chiar și fără a fi închise, dacă este necesar). Datele stocate în modul listă au dezavantajul de a ocupa multă memorie fizică a mașinii [7] .
Hărți de corecție
Iradierea uniformă a capetelor camerelor gamma nu oferă, așa cum s-ar aștepta teoretic, o imagine uniformă. Pentru a corecta aceste erori, datorită limitelor fizice ale echipamentului, este, prin urmare, necesar să se obțină hărți de corecție care să corecteze ieșirea mașinii pentru fiecare pixel al imaginii și pentru fiecare parametru măsurat. Aceste hărți se referă în principal la trei parametri: [8]
- uniformitate ;
- energia fotonilor incidenți;
- liniaritatea spațială .
Harta de corectare pentru uniformitate
Folosind această hartă este posibil să corectați imaginile pentru variații locale ale numărului de numărări datorate unei sensibilități diferite a instrumentului prezent local. Această hartă se numește intrinsecă dacă este achiziționată fără utilizarea unui colimator, în timp ce se numește sistem dacă este montată pe mașină. Acest tip de hărți este dobândit prin iradierea focoaselor cu o sursă uniformă și trebuie să fie diferit pentru fiecare radioizotop utilizat [9] .
Harta de corectare a energiei
Această hartă permite corectarea locală a diferențelor în detectarea energiei fotonilor incidenți (datorită, de exemplu, impurităților cristalului scintilator). Este posibil să dobândiți această hartă prin iradierea focosului cu fotoni ai unui singur radioizotop sau chiar folosind o sursă de fotoni cu energie ridicată și una de fotoni cu energie redusă [10] .
Harta de corecție pentru liniaritate
Fotomultiplicatorul care primește intrări de lumină de la cristalul suprapus nu răspunde în mod normal cu intensitate uniformă la un semnal care lovește cristalul în diferite puncte. Intensitatea ieșirii sale va fi de fapt mai mare dacă semnalul este detectat în porțiunea de cristal care se află sub centrul fotomultiplicatorului și apoi scade pe măsură ce se apropie de margine; un foton care lovește spațiul dintre doi fotomultiplicatori va fi, prin urmare, detectat prost, provocând distorsiuni și pierderi de numărare în imagini. Harta de corecție pentru liniaritate este utilizată pentru a corecta acest tip de eroare și este de obicei achiziționată cu fantome cu bare sau cu mai multe găuri, cu geometrie cunoscută, umplută cu o activitate specifică a unuia sau mai multor izotopi de testat. Diferența dintre semnalul „ideal” care ar trebui obținut de la fantomă și semnalul „real” dat de camera gamma permite corectarea ieșirii mașinii [10] .
Verificări de calitate ale camerei gamma
Camerele gamma trebuie să treacă anumite teste pentru a putea fi utilizate în scopuri clinice. Acestea sunt de trei tipuri:
- acceptare și testare: realizat în momentul instalării
- verificare sau stare: după verificări anterioare sau după modificări importante aduse mașinii
- întreținere sau constanță: acestea sunt verificări periodice efectuate pentru a verifica performanța mașinii în timp.
Decretul legislativ 187/2000 stabilește limitele de toleranță pentru parametrii controlați, aceștia sunt:
- uniformitate : trebuie verificat cu și fără colimatori montați și pentru toate ferestrele de energie. Variația sa nu trebuie să depășească 10%.
- sensibilitate : nu trebuie să difere cu mai mult de 20% față de valoarea de referință
- centru de rotație : dacă camera gamma este utilizată pentru achiziții SPECT, poziția centrului geometric de rotație a capetelor nu trebuie să difere cu mai mult de jumătate de pixel față de cea considerată de software-ul de reconstrucție.
- diferența de sensibilitate între capete : dacă camera gamma are mai multe capete, sensibilitatea dintre capete nu trebuie să difere cu mai mult de 5%
- geometrie : vizualizările opuse între diferite antete nu trebuie să difere cu mai mult de jumătate de pixel.
Controale pentru achiziții planare
Uniformitate
Acest parametru reprezintă uniformitatea de răspuns a camerei gamma atunci când este iradiată de o sursă uniformă de fotoni ( câmp de inundație ). Dacă acest parametru se referă doar la detector, acesta este denumit uniformitate intrinsecă . Uniformitatea sistemului, pe de altă parte, se referă la ansamblul detector + colimator. Acest parametru poate scădea din cauza defecțiunilor / defecțiunilor fotomultiplicatorilor și defectelor în structura cristalului de scintilație. Utilizarea unei ferestre de energie incorecte sau a unei surse de calibrare cu activitate foarte mare poate modifica, de asemenea, acest parametru. Defectele sau deteriorarea colimatorului, pe de altă parte, pot afecta doar uniformitatea sistemului. Acest parametru poate fi măsurat în câmpul vizual (FOV câmpului de vedere) profit (95% din totalul FOV, UFOV) sau central (75% din totalul FOV, CFOV).
Diverși parametri numerici sunt utilizați pentru a cuantifica uniformitatea; unele sunt mai sensibile la variațiile globale ale detectorului, altele la variațiile locale. Asociația Națională a Manifacturilor Electronice propune următoarea definiție în acest scop:
Unde este Și sunt numărul maxim și minim de numărări detectate în cadrul aceleiași măsurători dintre toți pixelii luați în considerare. De sine , uniformitatea măsurată este maximă ( ). Acest parametru măsurat în UFOV sau CFOV este un indice al răspunsului general al detectorului, în timp ce cea mai mare valoare măsurată pentru fiecare pixel în comparație cu 5-ul său adiacent este un indice de uniformitate locală (cel mai rău pixel din întreaga imagine definește uniformitatea valoare).
Uniformitatea intrinsecă este măsurată prin plasarea unei surse punctuale de 99m Tc la o distanță de cel puțin 5 FOV de capul camerei gamma și luarea unei măsurători a numărărilor. Pentru a măsura uniformitatea sistemului, în schimb, se utilizează surse plate ( inundații ) de 57 Co sau pline de pertecnetat, care sunt plasate în fața sistemului detector-colimator. Inundațiile pe bază de pertecnetat sunt mai puțin costisitoare, dar trebuie umplute de fiecare dată (cu riscuri mai mari de protecție împotriva radiațiilor). Pe de altă parte, inundațiile cu cobalt durează aproximativ 1-2 ani, dar apoi trebuie eliminate ca deșeuri radioactive (trebuie depozitate și în containere speciale ecranate). Ar trebui utilizată o matrice de achiziție de cel puțin 64 × 64 pixeli [11] .
Sensibilitate
Sensibilitatea unei camere gamma este raportul dintre rata de numărare măsurată și corectată (numărare / secundă) pentru fundalul mediului în raport cu activitatea sursei utilizate pentru calibrare. Dacă utilizați o sursă cu o suprafață mai mare decât FOV-ul mașinii, valoarea trebuie corectată făcând relația dintre cele două suprafețe. Vorbim de sensibilitate intrinsecă dacă ne referim doar la detector. Sensibilitatea sistemului (cea care este mai târziu utilă în scopuri practice, dat fiind că camera gamma montează întotdeauna colimatorii atunci când este utilizată în scopuri clinice), pe de altă parte, se referă la ansamblul detector + colimator. Sensibilitatea intrinsecă poate fi modificată de neuniformitatea cristalului, precum și de eșecul sau defecțiunea fotomultiplicatorilor. Pe măsură ce grosimea și suprafața cristalului crește, crește sensibilitatea intrinsecă, la fel și lățimea ferestrei de detectare a energiei. În schimb, valoarea este redusă utilizând fereastra de energie greșită sau fotoni gamma mai energici. Sensibilitatea sistemului scade prin utilizarea colimatoarelor care sunt deteriorate, sau chiar mai groase sau care acoperă o zonă mai mare a cristalului. Sensibilitatea sistemului este întotdeauna mai mică decât cea intrinsecă (deoarece colimatorii absorb o parte din fotonii incidenți). Sensibilitatea sistemului este măsurată folosind fantome speciale (cu pereți din plastic subțiri de doar 3 mm, pentru a evita atenuarea cât mai mult posibil), care sunt montate deasupra colimatorului și umplute cu o activitate cunoscută pertechnetat (măsurată la un anumit moment cu un calibrator de doză și apoi introdus în fantomă). Activitatea rămasă în seringă este scăzută din cea măsurată cu calibratorul înainte de control. Pentru fiecare măsurare trebuie achiziționate cel puțin zece mii de numărătoare. Ulterior trebuie efectuată o măsurare a fondului [12] .
Controale pentru achiziții SPECT
Decalarea centrului de rotație
Camera gamma, în timpul achizițiilor SPECT, rotește capetele în jurul unei axe (unde este poziționat pacientul). Unghiul existent între axa de rotație „ideală” și „reală” descrisă de capete ( unghi de înclinare ) în condiții normale trebuie să fie zero pentru a evita artefactele din imagini (aceste artefacte, dacă sunt prezente, conduc la descrierea unui punct ca „inel” „în imaginile reconstituite, provocând o pierdere a rezoluției spațiale); totuși, în timp, din motive de uzură mecanică, de exemplu, centrul de rotație „real” (centrul geometric de rotație COR) poate diferi de cel stabilit de software. Cu toate acestea, este posibil să se corecteze imaginile reconstituite dacă acest offset (distanța dintre valoarea „reală” și „ideală” a unghiului de înclinare) este cunoscut înainte de achiziții. Cu toate acestea, această valoare nu este constantă pentru fiecare unghi de rotație, dar este o funcție a acesteia. Din acest motiv, pentru a obține o corecție COR optimă, este necesar să se obțină cel puțin 32 de proiecții în jurul unei surse punct de calibrare. Imaginea obținută prin punerea tuturor proiecțiilor împreună se numește sinogramă (deoarece are forma unui sinusoid ). Prin compararea sinogramei dobândite cu funcția sinusoidală „ideală” a sursei punctuale, este posibilă realizarea unei potriviri a datelor pentru a obține decalajul dintre COR și centrul de rotație ideal pentru fiecare unghi de rotație al capetelor. Această verificare trebuie efectuată utilizând o matrice de achiziție de cel puțin 128 × 128 și de cel puțin douăzeci de mii de numere pe proiecție [13] .
Sensibilitate între capete și geometrie între capete
Acestea sunt verificate efectuând verificări de sensibilitate pentru fiecare focos și comparând diferite puncte de vedere cu focoase diferite pentru a verifica dacă se potrivesc [14] .
Notă
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 213-215.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 223-228.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 216.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 216-218.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 237-238.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 240.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 239-240.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 233.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 234-235.
- ^ a b Fundamentals of Nuclear Medicine , Springer, p. 234.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 244-248.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 248-249.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 249-251.
- ^ Fundamentele medicinei nucleare , Springer, p. 252.
Bibliografie
- Volterrani - Fundamentele medicinei nucleare ISBN 9788847016842
- Marengo M. „Fizica în medicina nucleară”. Editura Patronă, Bologna. ISBN 88-555-2582-4
Alte proiecte
-
Wikimedia Commons conține imagini sau alte fișiere despre camera Gamma
