5. Cámara Gamma
Sistema de rotación del cabezal
Computadora: Algoritmos de reconstrucción tomográfica y Filtros de la imagen
SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography)
6. Circuitos de posición y energía
Fototubos
Guía de luz
Cristal Detector
Colimador
Flujo de fotones
Información posicional y de energía
de ALGUNOS de ellos
CABEZAL
7. John A. Bieszk. Performance Changes of an Anger Camera in Magnetic Fields up to 10 G. J Nucl. -Med 27:1902-1907,1986
11. Circuitos de posición y energía
Fototubos
Guía de luz
Cristal Detector
Colimador
Plano exterior del colimador
A
Rg
L
D
Plano fuente emisora
Parámetros
12.
13. Habib Zaidi, Kenneth Koral. Scatter modelling and compensation in emission tomography. Eur J Nucl Med Mol Imaging
(2004) 31:761–782
14. Habib Zaidi, Kenneth Koral. Scatter modelling and compensation in emission tomography. Eur J Nucl Med Mol Imaging
(2004) 31:761–782
15. HS
LEAP
HR
HS
LEAP
HR
Circuitos de posición y energía
Fototubos
Guía de luz
Cristal Detector
Colimador
Sorenson J., Phelps M. Physics in Nuclear Medicine.
Second Edition. Sounder Company.
16. Sorenson J., Phelps M. Physics in Nuclear Medicine.
Second Edition. Sounder Company.
17. Circuitos de posición y energía
Fototubos
Guía de luz
Cristal Detector
Colimador
INa(Tl)
Detector de Centelleo inorgánico dopado con Tl (10-3)
Densidad: 3,67 g/cm3
Sensibilidad>85%(140KeV)
Resolución Energía: 8-10%
Coeficiente de atenuación (140 KeV):2,64 cm-1
Rendimiento lumínico: 40/KeV
1-e-(2,64/cm*0,95 cm) = 92%
Produce 40/KeV*140 KeV=
5600 fotones lumínicos
Absorción
fotoeléctrica
Dispersión
múltiple sin
escape Dispersión
múltiple con
escape
Sin
interacción
0.95 cm
Dispersión
Compton
19. A An energy spectrum for a gamma-emitting Tc 99m line source
on the axis of a water-filled cylinder simulated using the Monte
Carlo method. The spectrum due to primary and scattered
photons (solid line) is separated into different contributions
(total scattering or different orders of photon scattering). The
distributions of the various orders of scattered and unscattered
photons are shown by broken lines. The experimentally
measured spectrum is also shown (dots).
B Ilustration of the energy distribution due to unscattered and
scattered photons resulting from the simulation of a 20-cm-
diameter cylinder filled with a uniform positron-emitting 18 F
source separated into different contributions (total scattering or
different orders of photon scattering). Typical energy
acquisition windows for both cases are also shown. (Adapted
from [23] and [72])
Habib Zaidi, Kenneth Koral. Scatter modelling and compensation in emission tomography. Eur J Nucl Med Mol Imaging
(2004) 31:761–782
20. Circuitos de posición y energía
Fototubos
Guía de luz
Cristal Detector
Colimador
1. Alta eficiencia de detección
2. Gran amplificación de la señal de entrada
3. Producción de una señal de salida de
estructura angosta.
21. Cherry SR., Sorenson JA., Phelps ME.
Physics in Nuclear Medicine. Third Edition. Ch.13.
Circuitos de posición y energía
Fototubos
Guía de luz
Cristal Detector
Colimador
Z=X++X-+Y++Y-
22. Circuito
Digital de
posición
x, y
Circuito Digital
Suma
z
CAD
x/z
y/z
z
Circuitos de
corrección de
energía y
linealidad
espacial
Señales
corregidas
(x, y)
(z)
Pulsos
de los
FT
Analizador
de
Altura de
Pulsos
x , y
Computadora
24. Fondo RD Res. Esp Sens.
Dismin.
Artefactos
Señal/
Ruido
Res.
Ang.
Calidad
Imagen
PRE-
PROCESAM.
Administración
Fármaco X X
X
Isótopo X X
Radiofármaco X X
Administración X
Adquisición
ROR X
Energía, W(%) X
Colimador X X
Matriz X X
Órbita X
No. Pasos X X
Tiempo/paso X
Corrección
Movimiento X
COR X
Uniformidad X
RD X
Atenuación X
PROCESAM.
Reconstrucción
Corte
Transversal
Algoritmos X
Filtros X
25. Pos-Procesamiento
• Reorientación de los cortes (cardiológicos y neurológicos)
• Aplicar corrección de atenuación por software o hardware
• Generación de cortes sagitales y coronales
Cuantificación
• Relativa inter-paciente: Mapas polares, Mapas Estadísticos Paramétricos.
• Relativa intra-paciente: Estudios dinámicos, Según simetrías de la imagen.
OBTENCIÓN DE UN ESTUDIO SPECT
31. 1. Garantiza el grado de CONFIABILIDAD en las imágenes.
2. DISMINUYE la probabilidad de la aparición de zonas de
aparente hipocaptación y/o hipercaptación.
3. Tiene que ser REALÍSTICO respecto del uso clínico del equipo.
4. Su aplicación debe ser SENCILLA Y RÁPIDA.
5. Requiere SOSTENIMIENTO EN EL TIEMPO.
Consideraciones Básicas
PROGRAMA DE CONTROL DE CALIDAD DEL EQUIPAMIENTO
32. 1. Si es posible continuar efectuando
estudios hasta la llegada del técnico
de mantenimiento.
2. Es necesario suspender el trabajo
hasta la corrección de la falla.
PROGRAMA DE CONTROL DE CALIDAD DEL EQUIPAMIENTO
El operador debe tener criterio para determinar si:
33. SPECT-PARÁMETROS CARACTERÍSTICOS - CC
Cantidad de datos y Calidad de los mismos
Parámetros
característicos
Resolución
Espacial
(x,y)
Energética
Z
Temporal
Eficiencia de detección
Constancia de la eficiencia de
detección sobre la superficie
del cabezal
34. BIBLIOGRAFÍA DEL CONTROL DE CALIDAD
1. NEMA: National Electrical Manufacturers
Association www.nema.org/
2. IAEA International Atomic Energy Agency
(/OIEA: Organismo Internacional de Energía
Atómica. www.iaea.org/
3. AAPM: American Association of Physicists in
Medicine. www.aapm.org/
4. Fabricante del equipo
35. 1. Parámetros de cada cabezal
2. Parámetros específicos del SPECT
PROGRAMA DE CONTROL DE CALIDAD DEL EQUIPAMIENTO
1. Parámetros Intrínsecos
2. Parámetros Extrínsecos
36. Imagen de la fuente puntual
1 2 3 4 5 6 7
0
20
40
60
80
100
cuentas
pixel
FWTM
RESOLUCIÓN ESPACIAL PLANAR
distancia
colimador
cristal
Fuente puntual
20 40 60 80 100 120
20
40
60
80
100
120
Adquisición de la imagen
de una fuente puntual
FWHM
39. Resolución Energética = 100* ∆ E / E
Espectro
Aproximación en la
zona del fotopico
RESOLUCIÓN ENERGÉTICA
0,00000000014,28571428628,57142857142,85714285757,14285714371,42857142985,714285714100,000000000114,285714286128,571428571142,857142857157,142857143171,428571429185,714285714
0
500
1000
1500
2000
2500
3000
Cuentas
Energía (KeV)
FWHM
40. Evalúa la eficiencia de detección del sistema en toda la
superficie de su detector, frente a un flujo homogéneo
de fotones.
Depende de:
1. Sincronización de ganancia de los fototubos
2. Colimador
3. Inhomogeneidades del cristal
4. Circuitos de posición y energía
EFICIENCIA CONSTANTE SOBRE LA SUPERFICIE DEL CRISTAL –
UNIFORMIDAD PLANAR
44. Fondo RD Res. Esp Sens.
Dismin.
Artefactos
Señal/
Ruido
Res.
Ang.
Calidad
Imagen
PRE-
PROCESAM.
Administración
Fármaco X X
X
Radiofármaco X X
Isótopo X X
Administración X
Adquisición
ROR X
Energía, W(%) X
Colimador X X
Matriz X X
Órbita X
No. Pasos X X
Tiempo/paso X
Corrección
Movimiento X
COR X
Uniformidad X
RD X
Atenuación X
PROCESAM.
Reconstrucción
Corte
Transversal
Algoritmos X
Filtros X
45. Desviación Standard < Promedio / 100 N = 10000
Matriz Cantidad de pixels N* cantidad de pixels
64 X 64 4096 40960000
128 X 128 16384 163840000
UNIFORMIDAD PLANAR - CORRECCIÓN
Antes Después
51. ARTEFACTOS DE UNIFORMIDAD
TOMOGRÁFICA
FIG. 42. Seven transverse slices of the sphere section of the Data Spectrum ECT phantom (Jaszcak
phantom), imaged with a 360° total angle of rotation and uncorrected for attenuation. Distinct ring artefacts
are seen in different slices. Note that the rings are centred around the centre of rotation of the detector and
that the phantom is positioned slightly off centre (see Ref. [3]).
IAEA HUMAN HEALTH SERIES no. 6. Quality
Assurance for SPECT Systems.
52. Determina el grado de sincronización de:
eje longitudinal de la
camilla.
centro de la circunferencia
que describe el cabezal.
centro de la matriz en la
computadora.
CENTRO DE ROTACIÓN
