Câmera gama - Gamma camera

Um exemplo de exame de cintilografia pulmonar

Uma câmera gama ( câmera γ ), também chamada de câmera de cintilação ou câmera de raiva , é um dispositivo usado para imagens de radioisótopos emissores de radiação gama, uma técnica conhecida como cintilografia . As aplicações da cintilografia incluem o desenvolvimento precoce de medicamentos e imagens médicas nucleares para visualizar e analisar imagens do corpo humano ou a distribuição de radionuclídeos medicamente injetados, inalados ou ingeridos que emitem raios gama .

Técnicas de imagem

Máscara de abertura codificada para câmera gama (para SPECT )

A cintilografia ("cintilância") é o uso de câmeras gama para capturar a radiação emitida por radioisótopos internos para criar imagens bidimensionais.

A imagem SPECT (tomografia computadorizada por emissão de fóton único), usada em testes de estresse cardíaco nuclear , é realizada por câmeras gama. Normalmente, um, dois ou três detectores ou cabeças são girados lentamente em torno do torso do paciente.

Câmeras gama com várias cabeças também podem ser usadas para varredura de tomografia por emissão de pósitrons (PET), desde que seu hardware e software possam ser configurados para detectar "coincidências" (quase eventos simultâneos em 2 cabeças diferentes). O PET da câmera gama é nitidamente inferior à imagem PET com um scanner PET projetado para esse fim, pois o cristal cintilador tem pouca sensibilidade para os fótons de aniquilação de alta energia e a área do detector é significativamente menor. No entanto, dado o baixo custo de uma câmera gama e sua flexibilidade adicional em comparação com um scanner PET dedicado, esta técnica é útil onde as implicações de despesas e recursos de um scanner PET não podem ser justificadas.

Construção

Câmera gama
Seção transversal diagramática de um detector de câmera gama
Detalhes da seção transversal de uma câmera gama

Uma câmera gama consiste em um ou mais planos de cristal plano (ou detectores) opticamente acoplados a uma matriz de tubos fotomultiplicadores em um conjunto conhecido como "cabeça", montado em um pórtico. O gantry é conectado a um sistema de computador que controla a operação da câmera e adquire e armazena imagens. A construção de uma câmera gama é às vezes conhecida como construção de radiação compartimental.

O sistema acumula eventos, ou contagens, de fótons gama que são absorvidos pelo cristal na câmera. Normalmente, um grande cristal plano de iodeto de sódio com dopagem de tálio em um invólucro selado à luz é usado. O método de captura altamente eficiente desta combinação para detectar raios gama foi descoberto em 1944 por Sir Samuel Curran enquanto ele trabalhava no Projeto Manhattan na Universidade da Califórnia em Berkeley . O físico ganhador do prêmio Nobel Robert Hofstadter também trabalhou na técnica em 1948.

O cristal cintila em resposta à radiação gama incidente. Quando um fóton gama deixa o paciente (que foi injetado com um fármaco radioativo ), ele solta um elétron de um átomo de iodo no cristal e um tênue lampejo de luz é produzido quando o elétron deslocado encontra novamente um estado de energia mínimo. O fenômeno inicial do elétron excitado é semelhante ao efeito fotoelétrico e (particularmente com os raios gama) ao efeito Compton . Depois que o flash de luz é produzido, ele é detectado. Fotomultiplicadores tubos (PMTs) por trás do cristal detectar os flashes fluorescentes (eventos) e um somas de computador as contagens. O computador reconstrói e exibe uma imagem bidimensional da densidade relativa da contagem espacial em um monitor. Esta imagem reconstruída reflete a distribuição e a concentração relativa de elementos marcadores radioativos presentes nos órgãos e tecidos fotografados.

Esquema animado da física da câmera gama e componentes principais

Processamento de sinal

Hal Anger desenvolveu a primeira câmera gama em 1957. Seu design original, freqüentemente chamado de câmera Anger, ainda é amplamente utilizado hoje. A câmera Anger usa conjuntos de fotomultiplicadores de tubo de vácuo (PMT). Geralmente cada tubo tem uma face exposta de cerca de 7,6 cm de diâmetro e os tubos são dispostos em configurações hexagonais, atrás do cristal absorvente. O circuito eletrônico que conecta os fotodetectores é conectado de modo a refletir a coincidência relativa da fluorescência da luz detectada pelos membros do conjunto de detectores hexagonais. Todos os PMTs detectam simultaneamente o (presumido) mesmo flash de luz em vários graus, dependendo de sua posição em relação ao evento individual real. Assim, a localização espacial de cada flash único de fluorescência é refletida como um padrão de voltagens dentro do conjunto de circuitos de interconexão.

A localização da interação entre o raio gama e o cristal pode ser determinada pelo processamento dos sinais de voltagem dos fotomultiplicadores; em termos simples, a localização pode ser encontrada ponderando a posição de cada tubo fotomultiplicador pela força de seu sinal e, em seguida, calculando uma posição média a partir das posições ponderadas. A soma total das tensões de cada fotomultiplicador, medida por um analisador de altura de pulso, é proporcional à energia da interação dos raios gama, permitindo assim a discriminação entre diferentes isótopos ou entre fótons dispersos e diretos.

Resolução espacial

A fim de obter informações espaciais sobre as emissões de raios gama de um sujeito de imagem (por exemplo, células do músculo cardíaco de uma pessoa que absorveram um radioativo injetado intravenoso, geralmente tálio-201 ou tecnécio-99m , agente de imagem medicinal), um método de correlacionar o detectado fótons com seu ponto de origem é necessário.

O método convencional é colocar um colimador sobre o cristal de detecção / matriz PMT. O colimador consiste em uma folha espessa de chumbo , normalmente com 25 a 75 milímetros (1 a 3 pol.) De espessura, com milhares de orifícios adjacentes através dela. Os orifícios individuais limitam os fótons que podem ser detectados pelo cristal a um cone; a ponta do cone está no centro da linha média de qualquer orifício e se estende da superfície do colimador para fora. No entanto, o colimador também é uma das fontes de desfoque na imagem; o chumbo não atenua totalmente os fótons gama incidentes, pode haver alguma interferência entre os orifícios.

Ao contrário de uma lente, como usado em câmeras de luz visível, o colimador atenua a maioria (> 99%) dos fótons incidentes e, portanto, limita muito a sensibilidade do sistema de câmera. Grandes quantidades de radiação devem estar presentes para fornecer exposição suficiente para que o sistema de câmera detecte pontos de cintilação suficientes para formar uma imagem.

Outros métodos de localização de imagem ( pinhole , colimador de lâmina rotativa com CZT ) foram propostos e testados; no entanto, nenhum entrou no uso clínico de rotina generalizado.

Os melhores projetos de sistemas de câmeras atuais podem diferenciar duas fontes pontuais distintas de fótons gama localizadas de 6 a 12 mm, dependendo da distância do colimador, do tipo de colimador e do radionucleídeo. A resolução espacial diminui rapidamente com o aumento das distâncias da face da câmera. Isso limita a precisão espacial da imagem do computador: é uma imagem difusa composta de muitos pontos de cintilação detectada, mas não precisamente localizada. Esta é uma das principais limitações dos sistemas de imagem do músculo cardíaco; o músculo cardíaco normal mais espesso no ventrículo esquerdo tem cerca de 1,2 cm e a maior parte do músculo do ventrículo esquerdo tem cerca de 0,8 cm, sempre em movimento e grande parte dele além de 5 cm da face do colimador. Para ajudar a compensar, melhores sistemas de imagem limitam a contagem de cintilações a uma parte do ciclo de contração do coração, chamado gating, mas isso limita ainda mais a sensibilidade do sistema.

Veja também

Referências

Leitura adicional

  • Cabide. Um novo instrumento para mapear emissores de raios gama. Biology and Medicine Quarterly Report UCRL, 1957, 3653: 38. (University of California Radiation Laboratory, Berkeley)
  • Anger, HO (julho de 1964). "Câmera de cintilação com colimadores multicanais". Journal of Nuclear Medicine . 5 : 515–31. PMID   14216630 .
  • Sharp, Peter F .; Gemmell, Howard G .; Murray, Alison D. (2005). Medicina nuclear prática . Londres: Springer. ISBN   978-1-85233-875-6 .
  • US 6359279 , Gagnon, Daniel & Matthews, Christopher G., "Detector for nuclear imaging", publicado em 19 de março de 2002  
  • US 6552349 , Gagnon, Daniel & Matthews, Christopher G., "Detector with non-circular field of view", publicado em 2 de abril de 2003  
  • Cherry, Simon R .; Sorenson, James A .; Phelps, Michael E. (2012). Physics in nuclear medicine (4ª ed.). Filadélfia: Elsevier / Saunders. ISBN   978-1-4160-5198-5 .

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