APARATURA DE DETECtIE A RADIATIEI GAMMA SI FORMAREA IMAGINII SCINTIGRAFICE

APARATURA DE DETECtIE A RADIATIEI GAMMA SI FORMAREA IMAGINII SCINTIGRAFICE

1. CAMERA DE SCINTILATIE

Camera de scintilatie Anger reprezinta echipamentul standad cu ajutorul caruia se vizualizeaza distributia in vivo a radionuclidului, atat prin studii statice, cat si dinamice. Principiul care sta la baza functionarii camerei de scintilatie consta in detectarea radiatiei gamma emise in urma injectarii unui RF cu tropism pentru un anumit organ, proces sau leziune si in convertirea fotonilor emisi in semnale electrice. Ulterior, in urma unor prelucrari succesive, acestea redau pe ecranul osciloscopului, sub forma de imagine scintigrafica, distributia spatiala a radiotrasorului, oferind astfel informatii despre morfologia si functia organului investigat.

Scurt istoric. De la introducerea sa in practica clinica in 1964, echipamentul scintigrafic a fost imbunatatit in mod considerabil in ceea ce priveste parametrii de detectie: campul de vedere, uniformitatea, rezolutia spatiala, rezolutia energetica si capacitatea de a inregistra o radioactivitate cat mai mare.

In 1977, Jasczazak a lansat prototipul original al camerelor utilizate in prezent, care functioneaza pe baza principiilor descrise in 1963 de Kubi si Edwards. Performantele si stabilitatea detectorului s-au imbunatatit continuu, inregistrandu-se progrese in ceea ce priveste cresterea sensibilitatii (detectori multiplii si colimatoare de amplificare). De asemenea, calitatea imaginii s-a imbunatatit cosiderabil, datorita atat posibilitatii de realizare a achizitiei pe orbite necirculare, cat si utilizarii unor computere extrem de puternice. La multe dintre echipamentele moderne, sistemul de operare al camerei este inregistrat complet in computer.[23]

2. COMPONENTELE CAMEREI DE SCINTILATIE

Camera de scintilatie este alcatuita din colimator, detector de scintilatie, tuburile fotomultiplicatoare, circuitele de preamplificare si amplificare, analizorul de impulsuri si monitorul.[23]

2.1. COLIMATORUL

Este o placa de plumb perforata, prevazuta cu canale si pereti despatitori (septuri), care se interpune intre pacient si cristalul de scintilatie. Rolul acestuia este de a nu permite trecerea spre cristal decat a radiatiei ce provine dintr-un teritoriu bine delimitat, in vederea realizarii imaginii scintigrafice a organului explorat. Septurile opresc radiatiile ce nu emana din zona arie de interes. Grosimile si profunzimile diferite ale septurilor confera colimatoarelor propritati caracteristice: rezolutie spatiala - care se defineste prin distanta minima dintre doua surse radioactive punctiforme care pot fi evidentiate separat, si sensibilitate - care reprezinta radiatia gamma in procente emisa de o sursa punctiforma ce ajunge la detector.

Sensibilitatea este maxima la energii mici; ea scade foarte mult la energii mari. Rezolutia si sensibilitatea sunt influentate de lungimile septurilor: daca septurile sunt lungi, creste rezolutia, dar scade sensibilitatea (colimatoare de inalta rezolutie), iar daca septurile sunt scurte, rezolutia scade, iar sensibilitatea creste (colimatoare de inalta sensibilitate). Un colimator de caliatate imbina armonios sensibilitatea cu rezolutia, asigurand obtinerea unei imagini clare.

Alegerea colimatoarelor se face in functie de dimensiunile organului investigat si de energia radiotrasorului utilizat. Colimatoarele de inalta rezolutie (HR) reduc captarea fotonilor imprastiti, contribuind astfel la cresterea calitatii imaginii. Ele sunt utilizate pentru radionuclizi cu energie mare, de tipul Tc^99m, in timp ce colimatoarele pentru energie medie si joasa, cu canale scurte si septuri subtiri sunt in general utilizate pentru radionuclizi de energie joasa, de tipul 201 Tl.

Pe masura ce fotonii emisi sunt imprastiati la distanta, rezolutia spatiala scade. O astfel de rezolutie redusa pe masura cresterii distantei fata de camera este, de asemenea, intalnita si in cazul unei raze mari a orbitei SPECT-ului, care este prezenta mai frecvent la pacientii obezi sau la cei care nu-si pot retrage complet bratul stang din camp.

Colimatoarele utilizate pot fi mono- si multicanal. [23]

2.1.1. COLIMATORUL MONOCANAL (PINHOLE)

Prezinta un canal tronconic, cu baza mare catre cristal si baza mica spre aria de interes; prin el se propaga radiatia catre cristal, imaginea aparand inversata. Acest tip de colimator are o sensibilitate redusa, intru-cat intru-un timp limitat prin canal trece o cantitate relativ mica de radiatie; din aceasta cauza colimatorul trebuie plasat aproape de organul investigat.

Apropiere de organul care este investigat atrage dupa sine o marire a imaginii; daca organul este voluminos, imaginea va aparea distorsionata. De aceea, colimatorul monocanal se foloseste la explorarea organelor de mici dimensiuni - tiroida, ochi, glande lacrimale, unele zone ale scheletului, imaginile obtinute avand o foarte buna rezolutie.[23]

2.1.2. COLIMATOARELE MULTICANAL

Se folosesc pentru explorarea organelor de dimensiuni mari, in vederea obtinerii unor imagini cu o buna rezolutie si sensibilitate, in functie de orientarea axelor canalelor pe directia detector - sursa, colimatoarele multicanal pot fi paralele, divergente si convergente.

Colimatorul multicanal paralel. Este cel mai larg utilizat, axele canalelor fiind perpendiculare pe suprafata cristalului de scintilatie. Variatia distantei dintre organul - sursa si colimator este situata la distante mici fata de organul investigat, cantitatea de radiatie variaza invers proportional cu patratul distantei. Acest fapt este insa compensat de aria de vizualizare crescuta a colimatorului. Pe alta parte, rezolutia este cu atat mai buna, cu cat organul de explorat este mai aproape de colimator, vizualizarea scintigrafica cu aceste tipuri de colimatoare necesitand plasarea colimatorului in contact cu aria de proiectie la suprafata a organului respectiv. Cele mai obisnuite colimatoare paralele au numar mare de canale (15 mii)- diametre mici, astfel incat imaginea organului explorat va fi constituita din multimea de proiectii ale ariilor ,,vizulizate" de cristal prin aceste orificii.

Colimatorul multicanal divergent. Are canale si septurile dispuse divergent. Se utilizeaza pentru vizualizarea pe aceeasi imagine a organelor mai mari decat suprafata detectorului - a plamanilor, a ficatului si a splinei. Acest tip de colimator mareste campul de vizualizare cu circa 30% fata de colimatorul cu canale paralele, insa imaginea propriu-zisa a organelor respective este usor micsorata. Sensibilitatea si rezolutia sunt mai reduse fata de cele ale colimatorului cu canale paralele, ele scazand odata cu departarea organului de colimator.

Colimatorul multicanal convergent. Colimatorul multicanal convergent are canale ale caror axe converg intr-un punct - de obicei la 50 cm - in fata colimatorului. Ele se utilizeaza pentru vizualizarea in detaliu a unor mici zone de interes, de exemplu fosa posterioara a capului. Sensibilitatea creste cu indepartarea colimatorului, pana cand organul - sursa ajunge in focar, dincolo de care sensibilitatea incepe sa scada cu cresterea distantei.

Unele colimatoare sunt astfel construite incat se pot transforma din convergente in divergente si invers. [23]

2.1.3. COLIMATOARELE SPECIALIZATE

Unul din aceste colimatoare are sapte canale tronconice atasate la un cristal cu suprafata mare de vizualizare; el permite obtinerea a sapte proiectii independente ale organului sursa. Datele achizitionate simultan de pe cele sapte proiectii sunt prelucrate de calculator, care apoi reconstruite o imagine tomografica.

Un alt tip de colimator specializat este colimatorul rotativ cu canale oblice. El se poate adapta la gamma camera cu camp de vizualizare standard, furnizand imagini tomografice ale organul studiat.[23]

2.2. CRISTALUL DE SCINTILATIE

In medicina nucleara, cel mai utilizat cristal este cel de iodura de sodiu activata cu taliu, care are proprietatea de fluorescenta cand absoarbe radiatiile gamma. Reteua cristalina care interactioneaza cu radiatia gamma o converteste pe aceasta in fotoni luminosi - scintilatii.

Cristalul este inconjurat de un invelis subtire de aluminiu. Una din suprafetele cristalului este acoperita de un manson de sticla protectoare, cuplat cu un manson de plastic sau ghid de lumina, ce distribuie lumina in cristal sau in tuburile fotomultiplicatoare adiacente.

La trecerea printr-o substanta, radiatia gamma este atenuata, intensitatea sa scazad dupa o lege exponentionala de forma:

I=I_oeμ^X

In care I₀ este intensitatea fascicului incident, I reprezinta intensitatea fasciculului dupa parcurgerea unei distante x in mediul    considerat, iar μ este coeficientul de atenuare. Valoarea acestui coeficient depinde de densitatea substantei, de numarul atomic al elemetelor din care acesta este alcatuit precum si de energia fotonilor incidenti. Atenuarea radiatiei gamma se datoreaza unor procese care se petrec la scara anatomica dintre care cele mai importante sunt: efectul fotoelectric, efectul Compton si crearea de perechi de electroni.

Radiatia gamma care ajunge la suprafata cristalului prin canalele colimatorului, in functie de energia pe care o are, strabate cativa milimetrii in profunzime si apoi isi transfera energia, prin efect    fotoelectric sau Compton, electronilor din reteua cristalului intalniti in cale. Efectul generarii perechilor de electroni nu se produce in acest caz, intru-cat energiile radiatiilor gamma utilizate in scop diagnostic nu sunt destul de mari (>1,2 MeV) pentru a da nastere acestui mod de interactiune.

Prin efect fotoelectric, radiatia gamma isi cedeaza intreaga energie unui electron legat in structura atomului cristalului, pe care il smulge de pe orbita, producand o scintilatie a carei intensitate este proportionala cu energia absorbita. Datorita transparentei cristalului, fotoelectronul va strabate grosimea cristalului si va ajunge la fotomultiplicatorul cel mai apropiat. Interactiunea radiatiei gamma cu cristalul prin efect fotoelectric este predominata in cazul radiatiilor cu energii joase, asa cum este Tc^99m, cu care se efectuaeaza majoritatea explorarilor scintigrafice.

Prin efect Compton, caracteristic radiatiilor cu energii medii, radiatia gamma isi cedeaza o parte din energie unui electron liber usor de legat, continuandu-si parcursul cu o energie micsorata; in functie de energia ramasa, radiatia va interactiona in continuare, fie cedandu-si succesiv energia unor electroni liberi - fenomen de imprastiere - , fie cedand-o in final total, prin efect fotoelectric, unui electron legat. Scintilatia obtinuta in urma efectului Compton nu se deosebeste ca intensitate de cea obtinuta prin efect fotoelectric primar, dar corespunde spatial punctului de unde a fost emisa radiatia, la efectul Compton datorita imprastierii, scintilatia va aparea departe de locul intrarii radiatiei in cristal, furnizand informatii false asupra pozitiei punctului din care s-a emis radiatia primara.

Cristalul poate avea diametre cuprinse intre 25 si 55 cm si grosimi care variaza intre 6 si 12 mm. Cu cat cristalul este mai gros, cu atat eficienta de detectare este mai slaba. In general cu un cristal gros de 12 mm, eficienta de detectare a radiatiei gamma de 140 KeV, energie caracteristica pentru Tc^99m, este de 90%; acesta inseamna ca circa 10% din fotonii gamma traverseaza cristalul fara sa produca scintilatii. Pe masura ce energia radiatiei gamma creste, eficienta de detectare a cristalului este mult redusa. Cu un cristal mai subtire scade sensibilitatea (cu circa 30%), datorita faptului ca tulburarile fotomultiplicatoare sunt mai aproape de fenomenul luminos, il localizeaza mai precis si capteaza mai multa lumina.[23]

2.3. TUBURILE FOTOMULTIPLICATOARE

Au rolul de a converti impulsul luminos eliberat de cristal intr-un semnal electric a carei marime se poate masura. Un tub fotomultiplicator este o incinta vidata care contine un fotocatod, un numar determinat de diode fotomultiplicatoare si un anod; in urma lovirii sale de catre fotonii luminosi produsi de cristal, fotocatodul elibereaza fotoelectroni. O sursa de tensiune accelereaza progresiv electronii care, lovind succesiv diodele, se multiplica, ajungad in final la 10⁶ - 10⁷ electroni pentru fiecare electron eliberat la suprafata fotocatodului. Fluxul de electroni astfel obtinut este colectat de anod si transmis unui rezistor pentru a forma un puls de tensiune, care constitue semnalul de iesire al tubului fotomultiplicator, marimea acestui semnal este direct proportionala cu energia totala a fotonilor gamma absorbiti de cristal.

Tuburile fotomultiplicatoare sunt conectate optic la cristal printr-un material siliconic transparent, astfel incat acestea sa capteze maximum din evenimentele luminoase produse in cristal, eficienta captarii scintilatiilor emise de cristal in scopul formarii imaginii depinde de numarul fotomultiplicatoarelor, de geometria si modul lor de pozitionare pe suprafata cristalului.

Camerele de scintilatie din prima generatie contineau 19 tuburi fotomultiplicatoare rotunde, dispuse circular care ocupau 70% din suprafata cristalului, deci o parte din scintilatiile emise de cristal se pierdeau in spatiile dintre tuburi. Camerele de scintilatie actuale, folosind tuburi mai multe, mai mici si de forma hexagonala, reduc suprafetele dintre tuburi, marind astfel eficacitatea captarii scintilatiilor.

Aparitia unei scintilatii in cristal este inregistrarea de unul sau mai multe tuburi fotomultiplicatoare din apropierea fenomenului luminos. Localizarea scintilatiei in imaginea finala depinde de cantitatea de lumina sesizata de fiecare tub fotomultiplicator, cantitatea va determina marimea semnalului electric la iesirea din tub. Semnalul global corespunzator unei scintilatii se obtine prin insumarea semnalelor de iesire ale tuburilor fotomultiplicatoare care au captat acest fenomen. El are doua componente care dau relatii asupra localizarii spatiale pe axele x si y (semnalele X si Y) si o componenta Z, care furnizeaza informatii asupra intensitatii. Semnalele X si Y sunt transmise fie la ecranul osciloscopului, fie la calculator, pentru inregistrare. Semnalul Z se prelucreaza in analizorul de impulsuri.[23]

2.4. CIRCUITELE DE AMPLIFICARE SI FORMARE A IMPULSULUI

Deoarece semnalele obtinute la iesire din tuburile fotomultiplicatoare au o amplitudine prea mica pentru a putea fi transmise si inregistrate, se utilizeaza circuite de preamplificare si amplificare sa fie fie liniara, pentru ca semnalele de iesire sa fie proportional e cu cele de intrare.

Circuitele de formare au sarcina de a intrerupe brusc sfarsitul fiecarui impuls, pentru a evita aglomerarea si suprapunerea lor, astfel incat semnalul care se transmite mai departe safie proportional cu energia fotonului incident care l-a generat.[23]

2.5. ANALIZORUL DE IMPULSURI (SPECTOMETRU)

Principiul de baza al acestui dispozitiv este de a elimina semnalele provocate de radiatia de fond, cea dispersata sau de radiatiile altor izotopi cu care se interfereaza radiatia de baza; dispozitivul selecteaza astfel numai semnalele corespunzatore fotonilor proveniti din regiunea examinata, care si-au eliberat complet energia in cristal; el alege numai acele portiuni din spectrul de emisie ce caracterizeaza energiile cuprinse intre anumite valori si le elimina pe cele mai mari sau mai mici, care nu provin din zona de interes ,,vazuta" pe colimator si care ar furniza informatii false in alcatuirea imaginii finale.

Domeniul luat in considerare de spectometru pentru un anumit tip de radiatie poarta numele de ,,fereastra". Fereastra prezinta o limita inferioara si alta superioara, definind latimea ferestrei. Astfel, pentru o fereastra simetrica de 20% pentru epectometrul de energie al Tc^99m, care este de 140 KeV, spectometrul va accepta radiatia gamma de 140±14 KeV (140±10%). Orice semnale situate in afara ferestrei, cum sunt cele provenite din radiatia dispersata sau de fond, nu vor fi luate in consierare.[23]

2.6. MONITORUL

Majoritatea camerelor de scintilatie au doua osciloscoape: unul cu persistenta, care permite controlul imaginii distributiei radiotrasorului in organul vizualizat si pozitionarea corecta, iar al doilea fara persistenta, utilizat pentru obiectivarea imaginii scintigrafice.

Inregistrarea imaginii scintigrafice se face pe hartie imprimata sau pe film radiografic, desi hartia imprimata este convenabila din punctul de vedere al rapiditatii cu care se obtine imaginea scintigrafica, ea are caracteristici fotografice inferioare, oferind imagini cu marime fixa, si este mai scumpa ca filmele radiografice.[23]

2.7 SISTEME ELECTRONICE AVANSATE

Schema electronica a camerei clasice de scintilatie a fost imbunatatita prin numeroase corectii ale circuitelor incorporate. In general sunt trei tipuri de corectie electronica pentru:

abaterea tubului (tibe drift). Are rolul de a calibra automat tuburile fotomultiplicatoare, astfel incat fiecare tub sa genereze un impuls cu tensiune identica la acelasi impuls luminos. Acest tip de corectie este importanta pentru tomografia rotationala, la care diferentele aparute in tuburile fotomultiplicatoate apar ca o functie a unghiului camerei, datorita influentelor campului magnetic terestru. Scuturile metalice din jurul fiecarui tub fotomultiplicator au rolul de a reduce acest efect de camp;

energie. Circuitele de corectie a energiei regleaza micile diferente ale spectrului energetic generate de fiecare tub fotomultiplicator. Aceste diferente se datoreaza raspunsului individual al fiecarui tub fotomultiplicator, modalitatile de raspuns al cristalului si diferentelor in proprietatilor fluxului luminos regional. Aplicand circuitele de corectie, se normalizeaza relatia dintre fereastra energetica, rata acceptata a energiei fotonului si forma spectrului de energie, aceasta corectie necesita o achizitie periodica a fluxului de energie specifica campului, o distributie uniforma a radionuclidului, pentru a realiza o harta energetica in functie de timp;

liniaritate. Circuitele pentru corectia liniaritatii se adreseaza imperfectiunii schemei de pozitionare a camerei, care distorsioneaza dreapta reprezentare a surselor radioactive liniare. Corectia consta in relizarea imaginii unei fantome din linii drepte, in axe verticale si orizontale, urmata de masurarea si stocarea ei. Aceasta obliga ca linile sa apara pe imagine perfect drepte. Acesti factori de corectie ai deplasarii regionale sunt apoi aplicati in timp real.

Circuitele de corectie pentru abaterea tubului, pentru energie si pentru liniaritate realizeaza o reducere semnificativa a neuniformitatii campului si optimizeaza concordanta dintre localizarea scintilatiei in cristal si in pozitia corespondenta pe imaginea finala. Neuniformitatea campului este un teren ce exprima diferentele regionale ale sensibilitatii suprafetei detectorului. O neuniformitate semnificativa a campului creeaza un defect de perfuzie artefactual pe scintigrama miocardica, al un pacient cu fixare uniforma a radiotrasorului.[23]