Una cámara gamma ( cámara γ ), también llamada cámara de centelleo o cámara Anger , es un dispositivo utilizado para obtener imágenes de radioisótopos emisores de radiación gamma, una técnica conocida como gammagrafía . Las aplicaciones de la gammagrafía incluyen el desarrollo temprano de fármacos y la obtención de imágenes en medicina nuclear para ver y analizar imágenes del cuerpo humano o la distribución de radionucleidos inyectados, inhalados o ingeridos médicamente que emiten rayos gamma .
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La gammagrafía ("scint") es el uso de cámaras gamma para capturar la radiación emitida por radioisótopos internos para crear imágenes bidimensionales [1] .
Las imágenes SPECT (tomografía computarizada por emisión de fotón único), tal como se utilizan en las pruebas de esfuerzo cardíaco nuclear , se realizan mediante cámaras gamma. Por lo general, se giran lentamente uno, dos o tres detectores o cabezales alrededor del paciente.
Las cámaras gamma de cabezales múltiples también se pueden utilizar para la exploración por tomografía por emisión de positrones (PET), siempre que su hardware y software puedan configurarse para detectar "coincidencias" (eventos casi simultáneos en 2 cabezales diferentes). La PET con cámara gamma es notablemente inferior a la obtención de imágenes PET con un escáner PET diseñado específicamente, ya que el cristal centelleador tiene poca sensibilidad para los fotones de aniquilación de alta energía y el área del detector es significativamente más pequeña. Sin embargo, dado el bajo costo de una cámara gamma y su flexibilidad adicional en comparación con un escáner PET dedicado, esta técnica es útil cuando los gastos y las implicaciones de recursos de un escáner PET no pueden justificarse.
Una cámara gamma consta de uno o más planos de cristal planos (o detectores) acoplados ópticamente a una serie de tubos fotomultiplicadores en un conjunto conocido como "cabeza", montado en un pórtico. El pórtico está conectado a un sistema informático que controla el funcionamiento de la cámara y adquiere y almacena imágenes. [2] : 82 La construcción de una cámara gamma a veces se conoce como construcción de radiación compartimental.
El sistema acumula eventos, o recuentos, de fotones gamma que son absorbidos por el cristal de la cámara. Por lo general , se utiliza un gran cristal plano de yoduro de sodio con NaI (Tl) dopado con talio en una carcasa sellada contra la luz. El método de captura altamente eficiente de esta combinación para detectar rayos gamma fue descubierto en 1944 por Sir Samuel Curran [3] [4] mientras trabajaba en el Proyecto Manhattan en la Universidad de California en Berkeley . El físico Robert Hofstadter, ganador del premio Nobel, también trabajó en esta técnica en 1948. [5]
El cristal centellea en respuesta a la radiación gamma incidente. Cuando un fotón gamma sale del paciente (a quien se le ha inyectado un producto farmacéutico radiactivo ), libera un electrón de un átomo de yodo en el cristal y se produce un débil destello de luz cuando el electrón dislocado vuelve a encontrar un estado de energía mínimo. El fenómeno inicial del electrón excitado es similar al efecto fotoeléctrico y (particularmente en el caso de los rayos gamma) al efecto Compton . Una vez que se produce el destello de luz, se detecta. Los tubos fotomultiplicadores (PMT) detrás del cristal detectan los destellos fluorescentes (eventos) y una computadora suma los recuentos. La computadora reconstruye y muestra una imagen bidimensional de la densidad de conteo espacial relativa en un monitor. Esta imagen reconstruida refleja la distribución y concentración relativa de elementos trazadores radiactivos presentes en los órganos y tejidos de los que se obtienen imágenes. [6] : 162
Hal Anger desarrolló la primera cámara gamma en 1957. [7] [8] Su diseño original, frecuentemente llamado cámara Anger, todavía se utiliza ampliamente en la actualidad. La cámara Anger utiliza conjuntos de fotomultiplicadores de tubos de vacío (PMT). Generalmente cada tubo tiene una cara expuesta de aproximadamente 7,6 cm de diámetro y los tubos están dispuestos en configuraciones hexagonales, detrás del cristal absorbente. El circuito electrónico que conecta los fotodetectores está cableado de manera que refleje la coincidencia relativa de la fluorescencia de la luz detectada por los miembros de la matriz de detectores hexagonales. Todos los PMT detectan simultáneamente el (presunto) mismo destello de luz en distintos grados, dependiendo de su posición respecto del evento individual real. Así, la ubicación espacial de cada destello de fluorescencia se refleja como un patrón de voltajes dentro del conjunto de circuitos de interconexión.
La ubicación de la interacción entre el rayo gamma y el cristal se puede determinar procesando las señales de voltaje de los fotomultiplicadores; En términos simples, la ubicación se puede encontrar ponderando la posición de cada tubo fotomultiplicador por la intensidad de su señal y luego calculando una posición media a partir de las posiciones ponderadas. [2] : 112 La suma total de los voltajes de cada fotomultiplicador, medidos por un analizador de altura de pulso , es proporcional a la energía de la interacción de los rayos gamma, permitiendo así la discriminación entre diferentes isótopos o entre fotones dispersos y directos. [6] : 166
Para obtener información espacial sobre las emisiones de rayos gamma de un sujeto de imágenes (por ejemplo, las células del músculo cardíaco de una persona que han absorbido un agente radioactivo inyectado por vía intravenosa, generalmente talio-201 o tecnecio-99m , un agente de imágenes medicinales) se utiliza un método para correlacionar las emisiones de rayos gamma detectadas. Se requieren fotones con su punto de origen.
El método convencional consiste en colocar un colimador sobre el cristal de detección/matriz PMT. El colimador consiste en una gruesa lámina de plomo , típicamente de 25 a 55 milímetros (1 a 2,2 pulgadas) de espesor, con miles de agujeros adyacentes a través de ella. Hay tres tipos de colimadores: colimadores de baja energía, de energía media y de alta energía. A medida que los colimadores pasaron de baja energía a alta energía, el tamaño de los orificios, el grosor y las tabiques entre los orificios también aumentaron. [9] Dado un espesor septal fijo, la resolución del colimador disminuye al aumentar la eficiencia y también al aumentar la distancia de la fuente al colimador. [10] El analizador de altura de pulso determina el ancho total a la mitad del máximo que selecciona ciertos fotones para contribuir a la imagen final, determinando así la resolución del colimador. [11] [10]
Los orificios individuales limitan los fotones que el cristal puede detectar a una forma de cono; la punta del cono está en el centro de la línea media de cualquier orificio determinado y se extiende desde la superficie del colimador hacia afuera. Sin embargo, el colimador también es una de las fuentes de borrosidad en la imagen; El plomo no atenúa totalmente los fotones gamma incidentes, puede haber cierta interferencia entre los agujeros.
A diferencia de una lente, como la que se utiliza en las cámaras de luz visible, el colimador atenúa la mayoría (>99%) de los fotones incidentes y, por lo tanto, limita en gran medida la sensibilidad del sistema de la cámara. Deben estar presentes grandes cantidades de radiación para proporcionar suficiente exposición para que el sistema de cámara detecte suficientes puntos de centelleo para formar una imagen. [2] : 128
Se han propuesto y probado otros métodos de localización de imágenes ( pinhole , colimador de láminas giratorias con CZT ); [12] sin embargo, ninguno ha entrado en un uso clínico rutinario generalizado.
Los mejores diseños de sistemas de cámaras actuales pueden diferenciar dos fuentes puntuales separadas de fotones gamma ubicadas entre 6 y 12 mm dependiendo de la distancia al colimador, el tipo de colimador y el radionucleido. La resolución espacial disminuye rápidamente a medida que aumentan las distancias desde la cara de la cámara. Esto limita la precisión espacial de la imagen de la computadora: es una imagen borrosa formada por muchos puntos de centelleo detectados pero no ubicados con precisión. Esta es una limitación importante para los sistemas de imágenes del músculo cardíaco; el músculo cardíaco normal más grueso en el ventrículo izquierdo mide aproximadamente 1,2 cm y la mayor parte del músculo del ventrículo izquierdo mide aproximadamente 0,8 cm, siempre en movimiento y gran parte de él más allá de los 5 cm de la cara del colimador. Para ayudar a compensar, mejores sistemas de imágenes limitan el conteo de centelleo a una parte del ciclo de contracción del corazón, llamado activación; sin embargo, esto limita aún más la sensibilidad del sistema.
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