UNIVERSIDADE FEDERAL DE SERGIPE DEPARTAMENTO DE FÍSICA NÚCLEO DE PÓS-GRADUAÇÃO EM FÍSICA

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1 UNIVERSIDADE FEDERAL DE SERGIPE DEPARTAMENTO DE FÍSICA NÚCLEO DE PÓS-GRADUAÇÃO EM FÍSICA DISSERTAÇÃO DE MESTRADO DESENVOLVIMENTO DE SIMULADORES CARDÍACOS PARA USO EM MEDICINA NUCLEAR Por MARCOS ALEXANDRE DULLIUS UNIVERSIDADE FEDERAL DE SERGIPE Cidade Universitária Prof. José Aloísio de Campos São Cristóvão SE Brasil

2 UNIVERSIDADE FEDERAL DE SERGIPE DEPARTAMENTO DE FÌSICA NÚCLEO DE PÓS-GRADUAÇÃO EM FÍSICA DESENVOLVIMENTO DE SIMULADORES CARDÍACOS PARA USO EM MEDICINA NUCLEAR MARCOS ALEXANDRE DULLIUS Dissertação de Mestrado apresentada ao Núcleo de Pós-Graduação em Física da Universidade Federal de Sergipe para obtenção do título de Mestre em Física. Orientadora: Prof. Dra. Divanízia do Nascimento Souza São Cristovão 2011 ii

3 Dedico este trabalho aos meus pais, José e Lorena; aos meus irmãos Paulo, Denise e Maida; aos meus sobrinhos Maria Eduarda, Ana Clara, Isabelli e João Pedro; e a minha namorada Zaira. iii

4 AGRADECIMENTOS Agradeço a Deus, pela vida. Agradeço a minha Orientadora, Prof. Dra. Divanízia do Nascimento Souza, pela oportunidade de realizar este trabalho, pela atenção, apoio dispensado e pela confiança depositada durante a realização deste trabalho. Aos meus pais José Tarcísio Dullius e Lorena Maria Dullius pelo apoio incondicional em todos os momentos. Aos meus irmãos Paulo, Denise e Maida pelo incentivo e companheirismo. A minha namorada Zaira de Oliveira pelo companheirismo, incentivo e pela compreensão em todos os momentos. Aos meus sobrinhos Maria Eduarda, Ana Clara, Isabeli e João Pedro pelo carrinho. Aos meus amigos pelo incentivo. À Msc. Fernanda Carla Lima Ferreira, pelo incentivo e apoio em todos os momentos. Ao Msc. Clêdison Cunha, pela cooperação com a execução deste trabalho. À Prof. Dra. Ana Figueiredo Maia pela oportunidade iniciar o mestrado em Física na UFS. Aos professores do Núcleo de Pós-Graduação em Física em especial aos professores Cláudio Macedo, André Mauricio e Mário Ernesto pelos bons ensinamentos. A Universidade Federal de Sergipe, em especial ao Núcleo de Pós-Graduação em Física por conceder a oportunidade de realizar o curso de Pós-Graduação em Física. À Fundação Climedi Assistência Social e à Clínica de Medicina Nuclear Endocrinologia e Diabete Ltda, pela permissão de uso das câmaras cintilográficas e pela atenção dispensada por seus profissionais ao desenvolvimento desta pesquisa. Ao Conselho Nacional de Desenvolvimento Científico e Tecnológico (CNPq), pelo apoio financeiro. A todos que direta e indiretamente contribuíram na realização deste trabalho. iv

5 DESENVOLVIMENTO DE SIMULADOR CARDÍACO PARA USO EM MEDICINA NUCLEAR Marcos Alexandre Dullius RESUMO Um programa de controle de qualidade em serviços de medicina nuclear abrange a verificação da eficiência de todos os equipamentos utilizados tanto para diagnóstico como para terapia, incluindo a câmara de cintilação. Nesse trabalho desenvolvemos e avaliamos o desempenho de dois objetos simuladores de coração, um antropomórfico estático e outro dinâmico, para controle de qualidade em câmaras de cintilação. O objeto simulador antropomórfico estático foi utilizado para caracterizar e avaliar imagens tomográficas do coração em 180, a partir da oblíqua anterior direita (OAD - 45 ), da resposta do sistema de processamento para diferentes volumes do ventrículo esquerdo. O objeto simulador dinâmico de coração possibilitou avaliar a fração de ejeção do ventrículo esquerdo de 30%, 50% e 70%, através de imagens tomográficas do coração em 180 a partir da OAD O movimento do simulador dinâmico foi gerado através de um motor ligado a um pistão; o batimento do objeto simulador de coração está sincronizado através de um simulador de eletrocardiograma. Além disso, com o objeto simulador dinâmico de coração foi avaliada a influência dos batimentos cardíacos na medida da fração de ejeção do ventrículo esquerdo (FEVE). Também foi possível avaliar a FEVE através de diferentes matrizes de aquisição da imagem. Adicionalmente, foi estabelecida e realizada uma intercomparação de frações de ejeção em duas câmaras de cintilação distintas. Os resultados dos testes de controle de qualidade se mostraram satisfatórios podendo ser utilizados como parâmetros em avaliações futuras. O novo objeto simulador estático antropomórfico se mostrou eficiente para uso em medidas de variação do volume do ventrículo esquerdo. Da mesma forma, o novo objeto simulador dinâmico de coração se demonstrou eficiente para uso nas medidas de fração de ejeção do ventrículo esquerdo. Portanto, os dois novos simuladores de coração se apresentaram como eficazes para uso em controle de qualidade das câmaras cintilográficas. v

6 DEVELOPMENT OF CARDIAC PHANTOM FOR USE IN NUCLEAR MEDICINE Marcos Alexandre Dullius ABSTRACT A program of quality control in nuclear medicine covers the verification on of the efficiency of all equipment used for diagnosis and for therapy, including the scintillation camera. In this work we develop and evaluate the performance of two heart phantoms for quality control in scintillation cameras: an anthropomorphic static phantom and a dynamic phantom. The anthropomorphic static phantom was used to characterize and evaluate tomographic images of the heart at 180 for the the response of the processing system to different volumes of the left ventricle from the right anterior oblique (RAO - 45 ). The dynamic heart phantom allowed us to evaluate the ejection fraction of the left ventricle at 30%, 50% and 70% by means of tomographic images of the heart at 180 from the RAO The movement of the dynamic simulator was generated by a motor connected to a piston. The beating of the heart phantom was synchronized by a electrocardiogram simulator. Moreover, the dynamic heart phantom evaluated the influence of the heartbeat in the measurement of the left ventricular ejection fraction (LVEF). It was also possible to assess LVEF by different arrays of image acquisition. Additionally, it was established and carried out a comparison of LVEF between two different scintillation cameras. The results of quality control tests were satisfactory and can be used as parameters in future assessments. The new anthropomorphic static phantom was efficient for used in measurements of change in the left ventricular volume. Likewise, the new dynamic heart phantom was shown efficient for usage in measurements of the left ventricular ejection fraction. Therefore, the two new heart simulators showed effective for use in quality control of scintigraphic cameras. vi

7 SUMÁRIO 1. INTRODUÇÃO FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA PRINCÍPIOS BÁSICOS RADIAÇÕES QUANTIDADE DE ÁTOMOS DE UMA AMOSTRA RADIOATIVA INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO COM A MATÉRIA UTILIZAÇÃO DOS RADIOISÓTOPOS NA MEDICINA NUCLEAR GERADOR DE RADIONUCLÍDEOS CÂMARAS DE CINTILAÇÃO COLIMADOR DE FUROS PARALELOS CINTILOGRAFIA DO MIOCÁRDIO OBJETOS SIMULADORES EM MEDICINA NUCLEAR CONTROLE DE QUALIDADE PARA CÂMARA DE CINTILAÇÃO TESTE DE UNIFORMIDADE DE CAMPO RESOLUÇÃO E LINEARIDADE ESPACIAL PLANAS SENSIBILIDADE CENTRO DE ROTAÇÃO (COR) MATERIAIS E MÉTODOS SISTEMA DE AQUISIÇÃO DE IMAGEM MONITOR ELETROCARDIÓGRAFO TESTE DE UNIFORMIDADE DE CAMPO RESOLUÇÃO E LINEARIDADE ESPACIAL PLANAS SENSIBILIDADE CENTRO DE ROTAÇÃO (COR) RESULTADOS E DISCUSSÕES CONSTRUÇÃO DOS OBJETOS SIMULADORES CONSTRUÇÃO DO OBJETO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO ESTÁTICO DE CORAÇÃO CONSTRUÇÃO DO OBJETO SIMULADOR DINÂMICO DE CORAÇÃO CONTROLE DE QUALIDADE DA CÂMARA DE CINTILAÇÃO TESTE DE UNIFORMIDADE DE CAMPO TESTE DE RESOLUÇÃO ESPACIAL E LINEARIDADE TESTE DE SENSIBILIDADE TESTE DE CENTRO DE ROTAÇÃO (COR) IMAGENS ESTÁTICAS DO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO DE CORAÇÃO vii

8 4.4. VARIAÇÃO DE VOLUME DO VENTRÍCULO ESQUERDO NO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO DE CORAÇÃO IMAGENS DINÂMICAS DO SIMULADOR DINÂMICO DE CORAÇÃO INFLUÊNCIA DA FREQUÊNCIA CARDIÁCA NA MEDIDA DA FRAÇÃO DE EJEÇÃO DO VENTRICULO ESQUERDO COMPARAÇÃO ENTRE MEDIDAS DE FRAÇÕES DE EJEÇÃO ADQUIRIDAS COM DIFERENTES MATRIZES COMPARAÇÃO ENTRE MEDIDAS DE FRAÇÕES DE EJEÇÃO EM EQUIPAMENTOS DE MEDICINA NUCLEAR CONCLUSÕES REFERÊNCIAS BIBLIOGRÁFICAS viii

9 1. INTRODUÇÃO A busca pela causa dos fenômenos naturais e a procura dos elementos mais fundamentais dos corpos levou alguns filósofos gregos do século VI a.c. a formularem o conceito de átomo como unidade elementar e indivisível da matéria. Somente entre 1880 e 1900 dados experimentais se mostram a favor da existência de uma estrutura descontínua da matéria (ROCHA, 1976). A experiência de Rutherford, realizada em 1911, é a base para a evolução dos estudos da matéria. Em experimentos típicos de espalhamento, um fluxo de partículas carregadas pode incidir sobre uma lâmina metálica. Verificou-se por meio desses experimentos que uma fração das partículas incidentes é espalhada em vários ângulos e outras frações atravessavam em linha reta uma folha metálica. O fato das partículas atravessarem a lâmina sem sofrer desvios em suas trajetórias prova que a matéria é descontínua. Segundo Rutherford, as cargas positivas e praticamente toda a massa atômica estariam concentradas em uma pequena região, chamada de núcleo, e as cargas negativas distribuídas numa região orbital do átomo (SYMON, 1982; ROCHA, 1976). A descoberta dos isótopos estáveis por Joseph John Thomson, em 1910, indicava a existência de um componente neutro no núcleo, que foi chamado de nêutron por Rutherford em Somente em 1932, James Chadwick demonstrou a existência do nêutron através da produção de núcleos de recuo por intermédio de choques elásticos com uma partícula neutra de massa próxima à do próton. O colapso dos elétrons com o núcleo do átomo, devido à irradiação contínua de energia pela aceleração aos elétrons, imposta por intermédio da eletrostática, foi superado em 1913, quando Niels Henrick David Bohr propôs um modelo quantizado do átomo, com a formulação das forças nucleares (ALMEIDA e TAUHATA, 1981). Os núcleons (partículas pertencentes ao núcleo atômico, ou seja, prótons e nêutrons) formam um sistema através de interações do tipo forte e eletromagnética, obedecendo à estatística de Fermi. A busca da condição de estabilidade nuclear é obtida através de processos corretivos, chamados de processos radioativos (ALMEIDA e TAUHATA, 1981). Em 1896, um ano após a descoberta dos raios X por Willian Conrad Röentgen, o físico francês Antoni Henri Becquerel verificou que sais de urânio emitiam uma radiação capaz de impressionar chapas fotográficas, mesmo estando envolvidos em um papel preto. As experiências de Becquerel o levaram a afirmar que o urânio emite espontaneamente uma 1

10 radiação penetrante. Ele ainda observou que a quantidade de radiação emitida era proporcional a quantidade de urânio, essa se mantendo inalterada sobre variações de temperatura, pressão, campos elétricos, campos magnéticos ou estado químico da amostra (SCAFF, 2010; BITELLI, 2006; XAVIER et al, 2006; ROCHA, 1976). Em 1898, dois anos após essa descoberta, o casal Curie (Pierre e Marie) descobriu dois novos elementos que emitiam radiações penetrantes, o polônio e o rádio. Marie Curie utilizou o termo radioatividade para descrever a energia emitida por esses elementos. Rutherford, em 1899, fazendo um feixe de radiação atravessar um campo magnético mostrou a existência de três tipos de radiação, denominadas alfa, beta e gama (XAVIER et al, 2006; BITELLI, 2006; SCAFF, 2010). Os tipos de radiações mais importantes em medicina nuclear, que é uma especialidade médica que utiliza radioisótopos para estudo da fisiologia dos órgãos e também para terapia, são: radiação gama (γ) e partículas beta (β) (THRALL e ZIESSMAN, 2003). A radiação gama é utilizada no diagnóstico (formação da imagem) e em terapia, e as partículas beta são utilizadas com finalidade terapêutica. A medicina nuclear utiliza radioisótopos associados a fármacos (radiofármacos) para estudos não invasivos da fisiologia dos órgãos. No diagnóstico em medicina nuclear certa quantidade de radiofármaco é administrada ao paciente e é captada pelo órgão a ser estudado; A imagem é gerada a partir da detecção das radiações ionizantes emitidas pelos órgãos ou sistemas do corpo que captam o radiofármaco. A imagem possibilita obter informações sobre o funcionamento do órgão ou sistema estudado (THRALL e ZIESSMAN, 2003). Avanços tecnológicos em equipamentos e programas de aquisição de imagem nas últimas décadas permitiram à medicina nuclear obter imagens cardíacas não invasivas, a partir do uso de traçadores radioativos. Pacientes portadores ou com suspeita de doença arterial coronária (DAC) podem ser submetidos à cintilografia miocárdica para detecção de isquemia, determinação da viabilidade do miocárdio e avaliações pré e pós operatórias dos riscos cardíacos. Os exames de perfusão do miocárdio, obtidos através de técnica tomográfica associada ao eletrocardiograma (ECG), provêem informações diagnósticas a respeito da perfusão do ventrículo esquerdo, que possibilitam avaliar e estimar os riscos em pacientes com DAC (KHAN e WILDE, 2003; ZANCHET, 2007). No Brasil, dados do SUS (Sistema Único de Saúde) mostram que na década de 1990 doenças cardiovasculares foram responsáveis por 30% de todas as mortes (NOBRE e 2

11 SERRANO, 2005). Atualmente, uma das áreas de maior aplicação da Medicina Nuclear é o diagnóstico de doenças cardiovasculares. A cardiologia aplicada à medicina nuclear, realizada em instituições de saúde brasileira, tem evoluído de forma paralela aos centros internacionais mais avançados, pois a produção industrial de novos traçadores e avanços tecnológicos nos aparelhos de aquisição e de processamento de imagens proporcionaram o diagnóstico das diversas situações de doença cardíaca, até mesmo na identificação da reversibilidade da disfunção do ventrículo esquerdo e na seleção cirúrgica (CAMARGO, 2007). O aprimoramento dos padrões de eficiência, confiabilidade e da tecnologia empregada na prática diagnóstica em medicina nuclear, como em outras especialidades, exige um controle de qualidade adequado. A garantia de qualidade abrange todos os esforços para que a imagem resultante de um determinado procedimento se aproxime de uma ideal, livre de erros e artefatos (IAEA, 1991, 2009). Uma das formas de garantir o controle de qualidade nos procedimentos de aquisição de imagens pelas câmaras cintilográficas empregadas em medicina nuclear é por meio da utilização de objetos simuladores na realização dos testes necessários à avaliação desse controle. As normas brasileiras recomendam que se utilizem simuladores adequados para realização dos testes de uniformidade de campo, linearidade e resolução espacial das câmaras cintilográficas, como, por exemplo, estabelecido pela norma CNEN-NE 3.05 da Comissão Nacional de Energia Nuclear, CNEN, (CNEN, 1996). A geração de imagens a partir de um objeto simulador dinâmico de coração é fundamental para avaliar a capacidade do sistema de imagens no rastreamento do movimento cardíaco. Vários objetos simuladores dinâmicos de coração têm sido concebidos para reproduzir a sequência de pulsos ou movimentos cardíacos específicos, como a compressão do ventrículo esquerdo, por exemplo (KEE et al., 2010). Atualmente, são encontradas várias descrições sobre objetos simuladores de coração na literatura, a seguir têm-se alguns exemplos: Na década de 1980 Ullmann e Kuba (1985) desenvolveram um objeto simulador cardíaco dinâmico para análise de ventriculografia e angiografia com uso de radionuclídeos. O simulador desenvolvido por esses autores consiste de dois balões ligados a um pistão que, quando preenchidos com radionuclídeos dissolvidos em água, simulam o volume do ventrículo esquerdo. Utilizando esse simulador é possível verificar algumas das propriedades do sistema de aquisição das imagens, por meio da análise do valor de fração de ejeção do 3

12 ventrículo esquerdo. O objeto simulador foi utilizado pelos autores para calibrar um sistema de aquisição de imagens. Debrun et al. (2005) realizaram pesquisas com objetos simuladores cardíacos para o controle de qualidade em medicina nuclear. Utilizaram um objeto simulador dinâmico cardíaco para comparar e validar as medidas de volume do ventrículo esquerdo em câmaras tipo Gated SPECT e ecocardiografia em 4D. Matusiak et al. (2008) criaram um objeto simulador de coração dinâmico para controle de qualidade, com o qual é possível simular a variação da frequência de bombeamento cardíaco, de 60 até 200 bpm (batimento por minutos) e o volume, de 70 a 100 ml, durante o movimento de sístole e diástole. As informações sobre o volume de final de diástole (VFD) e volume de final de sístole (VFS) são obtidas através de imagens planas sincronizadas ao ritmo do coração (gatilhadas). Imagens do objeto simulador preenchido com radiofármaco dissolvido em água podem ser utilizadas para verificar a capacidade do sistema de imagens na avaliação do volume cardíaco e da uniformidade das paredes do miocárdio através da análise. Esse objeto pode ser utilizado no controle de qualidade das câmaras de cintilação, especialmente em medidas de fração de ejeção relacionadas à insuficiência cardíaca. Vale ressaltar que, para desenvolver os simuladores, esses autores se basearam em um documento da International Comission on Radiation Units and Measurements (ICRU), que trata de objetos simuladores e modelos computacionais para terapia, diagnóstico e radioproteção. (ICRU-48, 1992). De acordo com os regulamentos brasileiros definidos pela CNEN-NN-3.05 (CNEN, 1996) e as publicações da Agência Internacional de Energia Atômica, IAEA, do inglês International Atomic Energy Agency (IAEA, 1991; 2009), faz-se necessário a realização de controle de qualidade (CQ) dos equipamentos e dos protocolos de aquisição de imagem empregados em Medicina Nuclear. A principal razão para se realizar os testes de controle de qualidade de equipamentos que utilizam radiação ionizante é garantir ao paciente o melhor diagnóstico possível com a menor exposição à radiação (MATUSIAK et al., 2008). Os custos financeiros elevados e a burocracia envolvida na importação dos objetos simuladores para teste de controle de qualidade, provavelmente, dificultam a aquisição desses objetos pelos serviços de medicina nuclear brasileiros. 4

13 Objetivo Tendo em vista a importância de um programa de qualidade adequado em equipamentos de aquisição de imagem e em programas de reconstrução das imagens utilizados em medicina nuclear, os objetivos desse trabalho foram desenvolver dois objetos simuladores cardíacos, um estático antropomórfico e um dinâmico. O objeto simulador estático de coração foi desenvolvido para estudos em aquisição de dados sobre o volume do ventrículo esquerdo do coração humano. O objeto simulador dinâmico de coração tem por objetivo a prática de medidas da fração de ejeção do ventrículo esquerdo. As imagens obtidas com esses objetos, utilizando radiofármacos aplicados em medicina nuclear cardiológica, foram também utilizadas em controle de qualidade a partir de intercomparações de medidas de fração de ejeção realizadas em diferentes equipamentos de tomografia computadorizada por emissão de fóton único. 5

14 2. FUNDAMENTAÇÃO TEÓRICA Neste capítulo serão abordados os conceitos básicos necessários para o desenvolvimento deste trabalho. Tais conceitos serão divididos em três etapas, como definidas a seguir: Primeira etapa: Serão descritos os conceitos e as definições relativas à aplicação dos radionuclídeos em medicina nuclear e ao funcionamento dos equipamentos utilizados nesta especialidade médica, principalmente da câmara cintilográfica. Segunda etapa: Serão apresentados os testes de controle de qualidade que devem ser realizados nos equipamentos utilizados para os exames cintilográficos, de acordo com as normas da CNEN, as resoluções da ANVISA e as recomendações da IAEA. Terceira etapa: Serão descritos os métodos utilizados na cintilografia do miocárdio e suas aplicações. Ainda, será apresentada a utilização de objetos simuladores em medicina nuclear, principalmente os simuladores cardíacos PRINCÍPIOS BÁSICOS A imagem médica utilizada em radiodiagnóstico é formada através da interação da radiação com a matéria. A informação adquirida via imagem depende da natureza dessas interações. Na medicina nuclear a imagem do corpo é obtida através das interações das radiações emitidas pelo órgão estudado, decorrentes dos radiofármacos que são metabolizados no interior do paciente. A distribuição do material radioativo depende da farmacocinética dos traçadores (fármacos) e, de acordo com o acúmulo do material no órgão ou sistema, é formada a imagem RADIAÇÕES Radiação é a propagação de energia através do espaço ou da matéria. As radiações são produzidas por processos que ocorrem nos núcleos atômicos ou nas suas camadas eletrônicas, ou através da interação de radiações ionizantes com átomos. O decaimento radioativo permite ao núcleo buscar o estado mais estável possível. Os tipos de radiações são normalmente divididos em dois grupos: radiações corpusculares ou partículas e radiações eletromagnéticas. As radiações corpusculares são constituídas por prótons, nêutrons, elétrons, deuterons e partículas alfas. As radiações 6

15 eletromagnéticas não possuem massa, são todas as radiações que possuem vibrações de campos elétricos e magnéticos, perpendiculares entre si. As radiações eletromagnéticas viajam a velocidade da luz alterando somente seu comprimento de onda. As radiações eletromagnéticas mais utilizadas na medicina são os raios X e a radiação gama. A seguir, são apresentadas informações básicas sobre essas radiações. Emissão de Partículas Alfa (α) O decaimento alfa foi o primeiro a ser descoberto e também o primeiro a fornecer informações a respeito da estrutura do átomo. O caráter monoenergético da radiação α possibilita uma espectroscopia precisa. Decaimento alfa é comum para elementos de número atômico alto. Quando o número de prótons e elétrons é elevado, o núcleo pode emitir partículas alfa, 4 que são compostas por dois prótons e dois nêutrons (núcleo de hélio 2 He ). alfa. A Equação 1 apresenta a reação de desintegração de um elemento que emite partículas A Z X A Z Y 2He (1) A energia cinética efetiva (Q α ) do sistema final é proveniente da diferença das massas de repouso dos núcleos envolvidos na reação. A conservação do momento linear requer que a energia cinética total seja dividida entre seus produtos. Emissão de Partícula Beta Negativa (β - ) Quando o núcleo é instável e possui excesso de nêutrons em relação a prótons, ele poderá se desintegrar por emissão de partículas beta negativas, alcançando a estabilidade através da conversão de um nêutron em um próton e uma partícula beta; a partícula é emitida e o próton permanece no núcleo. A partícula β possui a mesma massa de repouso de um elétron e mesma carga. A Equação 2 mostra a reação de desintegração de um elemento com emissão de partícula beta negativa. A A 0 0 ~ Z X Z 1Y 1 0 (2) 7

16 Em que, ~ são antineutrinos. A hipótese da existência do neutrino (υ) e antineutrino ( ~ ) foi sugerida em 1931, por Pauli. Essas partículas são necessárias para explicar a conservação de momento angular total. A energia cinética dos produtos dessa reação pode ser dividida entre os produtos, o que explica o espectro contínuo da radiação beta. A Figura 2.1 ilustra o espectro contínuo de emissão do fósforo-32 ( 32 P) (CHUNG, 2001). Figura 2.1: Representação do espectro de emissão beta do fósforo-32 (POWSNER e POWSNER, 2006). Na maioria dos casos, as transições nucleares deixam o nuclídeo filho também em estado excitado, atingindo o estado fundamental através da emissão de radiação gama. O radionuclídeo emissor beta mais utilizado em medicina nuclear é o iodo-131, que é usando para tratamento de hipertireoidismo e câncer de tireóide. O iodo-131 também é utilizado para diagnósticos, principalmente na investigação de nódulos tireoidianos; nesse caso, a radiação de interesse será a gama. O esquema de decaimento radioativo do iodo-131 representado pela Figura 2.2 mostra tanto as emissões beta como as emissões gama, a energia de emissão gama considerada em diagnóstico é a de 364 kev. 8

17 Figura 2.2: Esquema decaimento radioativo do iodo-131 (POWSNER e POWSNER, 2006). Emissão de Partícula Beta Positiva (Β + ) e Captura Eletrônica O núcleo com excesso de prótons em relação ao número de nêutrons pode alcançar a estabilidade através da conversão de um próton em um nêutron mais uma partícula beta positiva (pósitron). A Equação 3 representa a emissão de pósitrons. A Z X Z A Y 1β 0 υ (3) A energia mínima para ocorrer o decaimento por emissão de pósitron é de 1,022 MeV, energia equivalente à massa de repouso de dois elétrons. O processo de captura eletrônica compete com o de desintegração beta positiva, pois também ocorre quando o núcleo possui excesso de prótons. Na captura eletrônica um elétron orbital, geralmente das camadas mais internas, é capturado pelo núcleo, então, ocorre conversão de um próton em um nêutron e a liberação de um neutrino monoenergético. A captura do elétron gera uma vacância, que é preenchida posteriormente pela transição de um elétron da camada mais próxima, gerando raios X característicos. A Equação 4 descreve o decaimento por captura eletrônica. 0 A A 1e X Z 1Y 0 0 Z (4) 9

18 Emissão de Radiação Gama (γ) A radiação gama constitui-se numa onda eletromagnética com origem nuclear. Ondas eletromagnéticas possuem campos magnéticos e elétricos se movimentando na forma de ondas senoidais, perpendicularmente entre si. As ondas eletromagnéticas são caracterizadas por sua energia, frequência e comprimento de onda, relacionados pela Equação 5. v f. (5) Em que v é a velocidade da onda, f é a frequência e λ é o comprimento de onda. Para ondas eletromagnéticas, o produto entre a frequência e o comprimento de onda é igual à velocidade da luz. Essas ondas consistem de pacotes de energia, transmitidos através do espaço, sem a necessidade de um meio de propagação. Outros tipos de ondas eletromagnéticas são ondas de rádio, micro-ondas, luz visível, raios X, por exemplo. Após o núcleo pai decair por emissão de uma partícula, se o núcleo filho permanecer no estado excitado, para que atinja o estado fundamental emite energia sob a forma de radiação gama ou a emissão de uma partícula alfa ou beta, até atingir o estado fundamental. A energia da radiação γ é bem definida dependendo da diferença entre os valores iniciais e finais das transições nucleares. A intensidade da radiação gama depende de suas probabilidades de emissão, quanto mais semelhantes forem os estados envolvidos, maior a probabilidade de transição. Alguns radionuclídeos decaem por múltiplas transições, o núcleo filho pode ter vários estados excitados possíveis; portanto, o radionuclídeo pode emitir um ou mais raios gama em cada desintegração. Transição Isomérica e Conversão Interna Alguns radionuclídeos que sofrem decaimento radioativo apresentam estados excitados intermediários com duração maior do que 10-9 segundos, esses estados são chamados de estados metaestáveis, sendo indicados através da letra m logo após o número de massa, por exemplo, ou tecnécio-99m, que é o nuclídeo filho do 42 Mo (molibdênio- 99m Tc 99). A transição do estado metaestável para o estado fundamental é isomérica porque não altera o número atômico, como mostra a Figura 2.3. O estado metaestável do tecnécio-99m tem uma meia-vida física de aproximadamente 6 horas. A emissão de radiação gama puro 10

19 desse radionuclídeo, de energia de aproximadamente 140 kev, é ideal para a formação da imagem em medicina nuclear (THRALL e ZIESSMAN, 2003). Figura 2.3: Transição isomérica do tecnécio-99m para tecnécio-99 (POWSNER e POWSNER, 2006). A conversão interna compete com a emissão de radiação gama, porque o núcleo excitado transfere energia para um elétron orbital das camadas mais internas, sendo este ejetado do átomo. A ejeção do elétron, por consequência, acarreta em produção de radiação X característica. A energia cinética do elétron ejetado é igual à diferença entre a energia da radiação transferida e a energia de ligação do elétron. No processo de formação de imagem, a conversão interna diminui a estatística de contagem, porque um número menor de fótons gama é detectado para a formação da imagem e, ainda, aumenta a dose de radiação absorvida pelo paciente, pois a energia do elétron de conversão é absorvida pelo tecido próximo a sua origem. O tecnécio-99m, material mais utilizado em cintilografia, emite 89% das vezes radiação gama de 140 kev, o restante corresponde à conversão interna. A Figura 2.4 apresenta um esquema básico representando um átomo e as radiações relacionadas com transição isomérica e conversão interna. Se um fóton (radiação X característica) não for emitido quando um elétron realiza transição de uma camada eletrônica mais externa para uma mais interna a fim de preencher uma vacância, a energia dessa transição é transferida para outro elétron da mesma camada inicial. Quando a energia transferida para esse outro elétron for maior que a sua energia de ligação, ele é ejetado do átomo. Esse elétron ejetado é chamado de elétron Auger. Processos 11

20 de conversão interna e de captura eletrônica podem resultar na emissão de elétrons (TURNER, 2007). Figura 2.4: Representação do processo de conversão interna (SAHA, 2006) QUANTIDADE DE ÁTOMOS DE UMA AMOSTRA RADIOATIVA Todo decaimento radioativo envolve a emissão de uma partícula alfa ou uma partícula beta, o que altera o número de átomos do núcleo que se desintegra (núcleo pai) transformando-o em outro elemento (núcleo filho). O processo de desintegração pode ocorrer em qualquer tempo após a formação do nuclídeo pai; portanto, tem um caráter probabilístico. A probabilidade de um átomo decair em um intervalo de tempo dt é λdt, em que λ é a constante de desintegração radioativa. A velocidade de desintegração depende de λ e do número de átomos do radioisótopo na amostra (N), como mostrado pela Equação 6. dn N dt (6) Resolvendo essa equação diferencial, obtemos a Equação 7, que possibilita conhecer, em qualquer tempo, o número de átomos de certo radionuclídeo em uma amostra radioativa: t N N 0 e (7) Em que: N 0 número de átomos no instante inicial N número de átomos no instante t 12

21 λ constante de desintegração radioativa t tempo decorrido Atividade de uma amostra é o número de desintegrações por unidade de tempo (dn/dt) INTERAÇÃO DA RADIAÇÃO COM A MATÉRIA A interação da radiação eletromagnética com a matéria é diferente da que ocorre com partículas carregadas. Para mesmas energias, a penetrabilidade da radiação eletromagnética é muito maior do que a de partículas. Em se tratando de partículas carregadas, quando essas atravessam um material, a interação elétrica entre as cargas é suficiente para arrancar um elétron orbital, formando íons, assim as partículas carregadas são chamadas de radiações ionizantes. O processo de absorção da radiação γ e raios X é realizado através de colisões, por meio das quais os fótons são absorvidos pelo material, emitindo partículas secundárias, diminuindo a energia e alterando a direção de propagação. Os principais processos de espalhamento ou absorção das radiações eletromagnéticas, excluindo as reações nucleares, são: efeito fotoelétrico, efeito Compton e formação de pares. A probabilidade de ocorrência desses destes três tipos de interação depende da energia da radiação e do número atômico (Z) do material. Os efeitos mais prováveis para energias usadas em medicina nuclear são efeitos fotoelétrico e Compton, como mostra a Figura 2.5. Considerando que o efeito produção de pares não ocorre na faixa de energia das radiações empregadas em medicina nuclear, serão apresentados detalhes apenas sobre efeito fotoelétrico e Compton. 13

22 Figura 2.5: Esquema demonstrando a frequência relativa dos três processos mais frequentes de interação dos fótons com a matéria (POWSNER e POWSNER, 2006) EFEITO FOTOELÉTRICO O efeito fotoelétrico é caracterizado pela transferência total da energia (hυ) para um único elétron orbital, este elétron deixa uma vacância ao ser arrancado de sua órbita, podendo ser expelido ou reabsorvido ao passar para uma camada mais externa, devido ao seu pequeno alcance no material. A vacância é preenchida pela transição de um elétron mais externo, tendo como consequência a emissão de raios X característicos, como exemplificado pela Figura 2.6. Figura 2.6: Representação do efeito fotoelétrico (THRALL e ZIESSMAN, 2003). 14

23 O elétron ejetado tem energia cinética (E C ) bem definida, dada pela Equação 8. E C h B e (8), em que, h é a constante de Planck, υ é a frequência da radiação e B e é a energia de ligação do elétron orbital. A interação fotoelétrica não é desejada em tecidos moles, devido à alta absorção nestes tecidos, mas é de fundamental importância na formação da imagem através da detecção da radiação. Os detectores dos sistemas de imagem utilizados em medicina nuclear são constituídos por materiais cuja probabilidade de efeito fotoelétrico seja grande, ou seja, materiais de alta densidade, alto número atômico como cristais inorgânicos EFEITO COMPTON No efeito Compton o fóton interage com um elétron de baixa energia de ligação, que absorve somente parte de sua energia e é arrancado do material, o fóton é desviado de sua direção original e continua sua existência dentro do material; porém, com energia menor. A diferença de energia é transferida para o elétron ejetado na forma de energia cinética. A relação entre a energia do fóton incidente (hυ 0 ) e a energia do fóton espalhado (hυ ) é dada pela Equação 9. h 0 h ' (9) h 0 1 (1 cos ) 2 m c 0 Em que: m 0 é a massa de repouso do elétron, c é a velocidade da luz e θ é o ângulo de espalhamento do fóton, conforme Figura 2.7. Para a formação da imagem clínica em medicina nuclear os fótons espalhados não devem fazer parte da imagem. O uso de colimadores possibilita a absorção dos fótons espalhados antes que estes venham a interagir com o detector. Os fótons espalhados que conseguirem colidir com detector terão perdido parte de sua energia; assim, eles podem ser excluídos da imagem final através da aplicação de discriminadores na janela de aceitação de energia do equipamento. Porém, os fótons que sofrem pequenos desvios podem não ser 15

24 devidamente excluídos pela janela de seleção de energia; assim, esses fótons acabam causando diminuição da resolução das imagens. Figura 2.7: Esquema do efeito Compton. (CHERRY et al., 2003) UTILIZAÇÃO DOS RADIOISÓTOPOS NA MEDICINA NUCLEAR Em 1922, o físico George de Hevesy utilizou um radioisótopo natural de chumbo para estudar a absorção dele pelas raízes das plantas, após a incorporação do material nas plantas, as utilizou com alimento para animais para estudar a biodistribuição desse elemento nos animais (BITELLI, 2006). Em 1927 foi descrito o primeiro estudo com radioisótopos em humanos. Para isso, após a administração via intravenosa de uma solução salina contendo radônio, mediram a circulação sanguínea humana. Em 1938, a funcionalidade da tireóide usando iodo-121 foi estudada, dando início à utilização de radioisótopos como traçadores para fins de aplicações médicas e biológicas (OLIVEIRA e CARNEIRO-LEÃO, 2008). Para fins terapêuticos são utilizados radionuclídeos emissores de partículas beta. Como esse tipo de radiação possui baixo poder de penetração, mas alta energia, causam grande quantidade de quebra molecular através de ionizações, acarretando assim a morte de células tumorais. Os radionuclídeos emissores de partículas beta mais utilizados são: iodo- 131, samário-153, estrôncio-90 e lutécio-177 (ARAUJO, 2005). O radiofármaco mais utilizado em diagnóstico é o tecnécio-99m, porque preenche praticamente todos os requisitos para ser administrado em um paciente. As exigências que o radiofármaco deve atender são: ter uma distribuição adequada no organismo, ausência de toxidade e efeitos secundários, não deve sofrer dissociação nem em in vivo nem in vitro, ser 16

25 de fácil obtenção, custo razoável e a marcação (junção do fármaco ao radioisótopo) deve ser realizada com certa facilidade (THRALL e ZIESSMAN, 2003). O tecnécio-99 ( c) foi descoberto em 1937 por Carlo Perrie e Emilio Gino Segrè, seu nome vem do adjetivo grego technetos, que significa artificial, por ter sido o primeiro elemento químico obtido artificialmente (ARAÚJO et al., 2008) GERADOR DE RADIONUCLÍDEOS O sistema gerador de radionuclídeo mais largamente empregado em medicina nuclear consiste de um radioisótopo pai de meia-vida física longa e um filho de meia-vida física curta, o que permite obtenção de um radionuclídeo de meia-vida física adequada para aplicações clínicas na própria instituição médica. Aqui vale lembrar que, meia-vida física é o tempo necessário para que a atividade radioativa de uma amostra de certo elemento radioativo seja reduzida à metade da atividade inicial. Vários tipos de geradores são empregados com finalidade diagnóstica e terapêutica, por exemplo, os de rubídio-81/criptônio-81m, estrôncio-82/rubídio-82. As características dos principais geradores utilizados são mostradas pela Tabela 2.1. O gerador mais utilizado em medicina nuclear é o gerador de molibdênio-99/tecnécio-99m (THRALL e ZIESSMAN, 2003). Tabela 2.1: Características dos três geradores mais utilizados em medicina nuclear (POWSNER e POWSNER, 2006). Gerados (Pai/Filho) 99 Mo- 99m Tc (molibdênio-99/tecnécio-99m) 82 Sr- 82 Rb (estrôncio-82/rubídio-82) 81 Rb- 81m Kr (rubídio-81/ criptônio-81m) Aplicação clínica do radionuclídeo filho Usado associado a radiofármacos para estudos diversos em medicina nuclear Meia-vida do Pai Meia-vida do Filho 67 h 6 h Imagem de perfusão miocárdica 600 h 0,021 h Ventilação pulmonar 4,7 h 0,004 h O 99 Mo é produzido em reator, através do método de fissão do 235 U. Após sua purificação, o elemento é ligado a uma coluna de alumina na forma de molibdato (Mo 2 4 ). A 17

26 coluna é inserida num recipiente revestido de chumbo; tubos inseridos na coluna permitem a eluição do sistema. A Figura 2.8 mostra a estrutura interna de um gerador 99 Mo- 99m Tc (CHERRY et al., 2003; THRALL e ZIESSMAN, 2003). Figura 2.8: Vista interna do gerador 99 Mo- 99m Tc (CHERRY et al., 2003). 99m O tecnécio-99m é produzido na forma de pertecnetato TcO ), que não se liga à ( 4 coluna de alumina, e assim pode ser eluído facilmente com uma solução salina (solução de NaCl). Após uma eluição uma nova retirada com atividade máxima só poderá ser realizada aproximadamente 24 horas. Antes dos geradores serem comercializados eles devem passar por um controle de qualidade, certificando que este atende aos requisitos necessários para a aplicação médica. Além do controle antes da comercialização, cada instituição deve realizar testes de controle de qualidade, alguns deles são o de pureza radionuclídica, que analisa a quantidade de outros radionuclídeos no eluato. No caso do gerador de 99 Mo- 99m Tc, o contaminante mais comum é o próprio molibdênio

27 2.3. CÂMARAS DE CINTILAÇÃO O diagnóstico em medicina nuclear se baseia, principalmente, em medidas não invasivas realizadas com fontes internas de radiação ionizante (ao invés de externas), utilizando detectores de radiação que permitem a medição do radionuclídeo aplicado ao paciente. A cintilografia é um procedimento que permite identificar a emissão de uma radiação ionizante, através da conversão da radiação em luz (cintilação). A cintilografia inclui; cintilografia planar, tomografia por emissão de fóton único (SPECT - single-photon emission computed tomography) e tomografia por emissão de pósitron (PET positron emission tomography). Por meio dessas técnicas é possível monitorar a função fisiológica dos tecidos, órgãos ou sistemas a partir de imagens funcionais. Essas imagens também podem ser avaliadas em termos quantitativos para medir processos bioquímicos ou fisiológicos importantes na análise clínica (ZAIDI, 2006) A câmara de cintilação, geralmente, é composta por colimadores, que limitam o ângulo de aceitação da radiação incidente e define a distribuição espacial da radiação gama que chega até o cristal. Após o colimador encontra-se o cristal de cintilação, normalmente de iodeto de sódio enriquecido com tálio (NaI:Tl). Atrás do cristal um guia de luz é opticamente acoplado aos tubos fotomultiplicadores (FMT), que convertem e multiplicam a luz da cintilação em sinal eletrônico. O sinal de saída é analisado e define a posição espacial (x, y) da radiação incidente, através do circuito de posicionamento. Outro circuito, chamado de circuito de adição, amplifica o pulso inicial; após essa amplificação o sinal atravessa um circuito que analisa a altura do pulso, ou seja, verifica a energia desse evento (ZAIDI, 2006). A Figura 2.9 apresenta os componentes básicos de uma câmara de cintilação. Em equipamentos que contém o sistema tomógrafo existe um conjunto de engrenagens num suporte (gantry) onde os detectores são fixados, permitindo movimentos giratórios. O principal objetivo de sistemas tomógrafos é uma melhor definição dos detalhes da imagem (THRALL e ZIESSMAN, 2003). 19

28 Figura 2.9: Esquema de uma câmara de cintilação (THRALL e ZIESSMAN, 2003). O fenômeno de cintilação do cristal detector se dá através do efeito fotoelétrico. A energia absorvida pelo cristal provoca o deslocamento dos elétrons para banda de condução, os elétrons tem dificuldade em retornar dessa banda para a banda de valência, pois essa banda está preenchida com outros elétrons. Os átomos da impureza, que no caso do detector de NaI;Tl é o tálio, facilitam o retorno dos elétrons para banda de valência, por formarem sub níveis de energia, chamados níveis de transição, dos quais os elétrons podem retornar ao estado fundamental. A impureza emite fótons de luz com comprimento de onda característico (ROCHA, 1976; CHERRY et al., 2003; POWSNER e POWSNER, 2006; SAHA, 2006). A definição da imagem gerada pela câmara de cintilação é determinada pela interação da radiação proveniente do meio que recebeu o radionuclídeo com o cintilador. Os múltiplos fótons luminosos produzidos no cristal são captados por diversas fotomultiplicadoras (FTM) próximas ao evento, o circuito de posicionamento é responsável por determinar a posição exata do evento. O tubo fotomultiplicador mais próximo ao evento receberá uma quantidade maior de fótons e o tubo mais distante uma quantidade menor de fótons, proporcionalmente (ROCHA, 1976; THRALL e ZIESSMAN, 2003; CHERRY et al., 2003). O posicionamento dos eventos por meio de coordenadas x e y em uma matriz de pixels possibilita formar a imagem. A Figura 2.10 mostra um fóton de radiação incidindo no cristal, 20

29 a luz captada pelas fotomultiplicadoras é proporcional à distância das fotomultiplicadoras ao fóton incidente. A resolução da matriz é limitada pela resolução da câmara (cristal e fotomultiplicadoras) e pelo colimador (THRALL e ZIESSMAN, 2003; SAHA, 2006). Figura 2.10: Representação da localização do evento pelo circuito de posicionamento (POWSNER e POWSNER, 2006). O analisador de pulso é usado para selecionar somente pulsos com alturas (energias) convenientes, o intervalo dos pulsos selecionados é chamada de janela de energia. Com um ajuste na janela simétrico de 20% centrada no fotopico (pico do espectro de radiação emitida) do 99m Tc, serão registrados apenas pulsos entre 126 kev a 154 kev, o restante dos pulsos será desprezado, como mostra a Figura 2.11 (POWSNER e POWSNER, 2006; SAHA, 2006). Figura 2.11: Representação da janela de energia centrada no fotopico do 99m Tc (POWSNER e POWSNER, 2006). 21

30 COLIMADOR DE FUROS PARALELOS O objetivo do colimador de uma câmara de cintilação é definir a direção de entrada dos fótons incidentes no cristal e limitar o campo de visão geométrico do cristal detector, uma vez que a emissão de raios gama do paciente é isotrópica. O uso de colimadores predefine certa direção dos fótons incidentes (THRALL e ZIESSMAN, 2003; BAERT e SARTOR, 2006). O colimador mais comumente utilizado em câmaras de cintilação é o de furos paralelos distribuídos uniformemente, que é feito de chumbo, com pequenas aberturas separadas por paredes, chamadas septos. A Figura 2.12 apresenta detalhes de um colimador de furos paralelos. Figura 2.12: Detalhes do colimador de furos paralelos (POWSNER, 2006). A espessura e a largura dos septos são escolhidas de acordo com a energia dos raios gama incidentes, quanto maior a energia mais espessos são os septos. O desenho de um colimador deve levar em conta a resolução espacial, que está ligada à capacidade de um sistema diferenciar imagens de duas fontes pontuais ou lineares a pequenas distâncias, a menor distância entre os pontos corresponde a resolução espacial e a sensibilidade, relacionada à medida da proporção dos raios gama emitidos pela fonte e a radiação captada pelo dispositivo. Quanto mais espesso o colimador, ou seja, septos mais longos, maior a 22

31 resolução espacial; porém menor a sensibilidade. Furos longos diminuem o ângulo de aceitação, resultando numa perda da sensibilidade de contagens, todavia melhora a resolução espacial. Os colimadores de furos paralelos são classificados como: colimador de baixa energia, utilizados para energias de 140 kev ( 99m Tc); colimadores de média energia, que são utilizados para radionuclídeos emissores de raios gama de até 400 kev; e colimadores de alta energia, projetados especialmente para o 131 I, esses possuem septos mais grossos do que os colimadores de média energia (BAERT e SARTOR, 2006). No esquema de decaimento do iodo-131 há também fótons com energias superiores a 600 kev, o que torna necessário o uso de colimadores de alta energia, para evitar degradação na imagem (POWSNER e POWSNER, 2006). Além dos colimadores de furos paralelos, também existem colimadores de desenhos especiais. Por exemplo, colimador de furo único, cujo principal uso é na cintilografia da tireóide, por oferecer a vantagem da magnificação da imagem, permitindo uma melhor resolução de objetos menores. Outros colimadores como de furos convergentes e divergentes também são utilizados em câmaras de cintilação CINTILOGRAFIA DO MIOCÁRDIO As doenças cardiovasculares representam um grave problema de saúde pública no mundo inteiro, sendo a principal causa de morbimortalidade, e ainda representam os mais elevados custos de assistência médica (GUS et al., 2002). Doença coronária é a principal causa de morte no Brasil desde Entre 1996 e 1998, mais de duzentas mil pessoas de ambos os sexos foram a óbito devido doença coronária (LOTUFO, 2000). A cintilografia do miocárdio perfusional permite diagnosticar isquemia miocárdica, analisar extensão das áreas cardíacas comprometidas por alguma doença e os efeitos sobre função ventricular esquerda (BARBISAN et al., 2006). Esse é um método de destaque no diagnóstico de doenças coronárias, pois é não invasivo, praticamente sem efeito adverso do radiotraçador e ainda de fácil aplicação nos pacientes. A técnica tomográfica (SPECT) permite confirmar ou excluir doença arterial coronária por seus altos valores de sensibilidade e especificidade (CÉSAR, 2004). Pode-se considerar, em conceitos gerais, que o exame representa dois eventos sequenciais: No primeiro evento o radiotraçador deve chegar ao miocárdio; para haver o 23

32 segundo evento, que é a entrada do radiotraçador no coração, é preciso que haja células miocárdicas metabolicamente ativas. Assim, a cintilografia do miocárdio pode ser vista como um mapa da perfusão miocárdica regional. Se o paciente apresenta uma diminuição da perfusão miocárdica regional, a cintilografia revela uma área com pouca emissão de fótons ou sem fótons, o que acontece na doença arterial coronária hemodinamicamente significativa ou na perda da viabilidade celular, como no infarto do miocárdio (THRALL e ZIESSMAN, 2003). A Figura 2.13 mostra uma imagem de cintilografia miocárdica e uma demostração esquemática de cortes tomográficos do eixo curto transverso, eixo longo horizontal e do eixo longo vertical do coração. Figura 2.13: À esquerda, imagem de cintilografia perfusional do miocárdio (LUJAMBIO et al., 2010). À direita, demonstração esquemática de cortes tomográficos do eixo curto transverso, eixo longo horizontal e do eixo longo vertical do coração (ROMÁN, et al., 2009). O fármaco mais utilizado para cintilografia miocárdica perfusional é o sestamibi (Hexaquis-2-metoxi-isobutil-isonitrila) também conhecido como MIBI. O radiofármaco sestamibi- 99m Tc é um agente de perfusão do miocárdio. Utilizado para diferenciar o miocárdio 24

33 normal do anormal, localização de anormalidades e avaliação das doenças coronárias isquêmicas. Para doenças coronárias isquêmicas a avaliação é realizada em duas etapas de repouso e de estresse físico ou farmacológico (BULA MIBI, 2010). A sincronização das imagens obtidas através de SPECT com o sinal do ecocardiograma (ECG) é o princípio do exame SPECT- gatilhado, como mostra a Figura A fusão das imagens é necessária, pois a cintilografia do miocárdio tem por objetivo analisar de forma conjugada a perfusão e a função cardíaca. (ZANCHET, 2007). Durante a aquisição das imagens a câmara de cintilação adquire projeções em múltiplos ângulos, geralmente de três em três graus, até formar um ângulo de 180º, dependendo do equipamento. A cada projeção são adquiridas repetidas imagens em intervalos de tempo iguais. Durante um ciclo completo todas as imagens são gravadas e somadas para reconstruir uma fase específica. No ECG um ciclo completo é representado pelo intervalo R- R, a onda R corresponde à despolarização ventricular. A Figura 2.14, apresenta uma ilustração do princípio de funcionamento do exame SPECT-gatilhado. Figura 2.14: Ilustração do princípio de funcionamento do exame SPECT-gatilhado (ZANCHET, 2007). Os aspectos mais importantes na análise da estratificação de risco e prognóstico da doença arterial crônica são a extensão da lesão e a fração de ejeção do ventrículo esquerdo (FEVE). Pacientes com redução progressiva da fração de ejeção após o infarto do miocárdio 25

34 apresentam maior probabilidade de mortalidade. Pacientes com FEVE menor do que 35% são considerados pacientes de alto risco (CÉSAR, 2004). A fração de ejeção é a porcentagem de sangue que o coração bombeou para fora do ventrículo em cada batimento cardíaco. A fração de ejeção pode ser obtida medindo-se a variação de tamanho da cavidade ventricular durante o ciclo cardíaco. (SRIWONGTA, 2008; THRALL e ZIESSMAN, 2003). O volume da diástole (maior volume) e da sístole (menor volume) são obtidos através das imagens capturadas sincronizadas ao ECG, que informa ao sistema o momento da aquisição das imagens. Os volumes do ventrículo esquerdo em diástole e em sístole são obtidos através da aplicação de um programa disponível comercialmente, que geralmente é fornecido juntamente com a câmara de cintilação (GERMANO et al., 1995; RAMOS, 2002). A porcentagem de FEVE é obtida através da Equação 10. (Volume final da diástole Volume final da sístole) FEVE (%) 100 (10) Volume final da diástole Análises quantitativas da perfusão do miocárdio obtidas através do método SPECTgatilhado são utilizadas desde sua introdução no final de O exame de eletrocardiograma sincronizado com SPECT tem sido cada vez mais empregado para colher informações sobre a função do miocárdio (SANTOS et al., 2008) OBJETOS SIMULADORES EM MEDICINA NUCLEAR Objetos simuladores são utilizados em medicina nuclear para calibração dos equipamentos, avaliação do desempenho dos instrumentos e análise dos parâmetros de reconstrução das imagens. Os objetos simuladores mais utilizados são: simuladores de barras e simuladores de homogeneidade, como o jaszczak, que possui artefatos de diferentes dimensões para simulação de absorção da radiação e ainda análise de diferentes parâmetros empregados em sistemas tomográficos (IAEA, 1996; DOMENICO et al., 2007). O fantoma Rollo, é um objeto simulador empregado para a verificação de contraste e resolução espacial. Outros objetos simuladores utilizados são os dinâmicos de coração, por exemplo, Phantom Dynamic Cardiac - Fluke Biomedical e Dynamic Cardiac Phantom ECT/D-CAR/P, que é apresentado na Figura

35 Os objetos simuladores cardíacos dinâmicos simulam o movimento cardíaco e a circulação sanguínea no coração, através de movimentos periódicos. É necessário um mecanismo simulador de ECG acoplado ao objeto simulador para informar os momentos de final da diástole e de final da sístole. Esse acoplamento possibilita ao objeto simulador, ou sistema simulador, medir a fração de ejeção do ventrículo esquerdo. Fixando um valor de FEVE no sistema simulador é possível verificar a acurácia do sistema de aquisição da câmara de cintilação. Para realizar testes com simuladores dinâmicos é necessário que estes sejam capazes de representar os sinais vitais de um paciente, para que as imagens obtidas de tais objetos sejam equivalentes às que podem ser adquiridas de pacientes (BERGMANN, 1993). Quando os objetos simuladores são utilizados para dosimetria, são incorporados neles materiais que medem a dose absorvida, chamados dosímetros (MAGALHÃES et al., 2004; CASTRO JUNIOR et al., 2004). Figura 2.15: Fotografias de simuladores cardíacos da Fluke Biomedical e exemplo de imagem obtida do segundo simulador a partir de uma câmara de cintilação. Fonte: acessado em 08/11/

36 Os objetos simuladores permitem o treinamento de profissionais de medicina nuclear e a análise da funcionalidade de órgãos e do próprio sistema de aquisição de imagem, sem a necessidade de realizar treinamentos com o auxílio de pacientes (MURRAY et al., 1979) CONTROLE DE QUALIDADE PARA CÂMARA DE CINTILAÇÃO Para garantir a qualidade do sistema cintilográfico tipo SPECT deve ser realizado periodicamente um conjunto mínimo de testes. No Brasil, os testes exigidos estão citados na norma da Comissão Nacional de Energia Nuclear, CNEN-NE 3.05, e na Resolução de Diretoria Colegiada (RDC) de nº 38 da Agência Nacional de Vigilância Sanitária (ANVISA), de 04 de junho de Os testes exigidos pela ANVISA e CNEN, estão listados na Tabela 2.2. Os testes realizados diariamente e mensalmente são suficientes para garantir a qualidade das câmaras de cintilação para os testes realizados neste trabalho; portanto, não serão abordados. A metodologia de todos os testes realizados foi baseada da Norma CNEN-NN-3.05, e nas recomendações da IAEA. Tabela 2.2: Testes de controle de qualidade determinados pela ANVISA, CNEN para câmara de cintilografia e suas respectivas frequências mínimas. Testes de controle de qualidade (CQ) Frequência Inspeção visual Uniformidade intrínseca ou extrínseca de campo integral para baixa densidade de contagem Radiação de fundo da sala de exame Centralização e largura da janela energética para cada radionuclídeo Uniformidade intrínseca de campo integral e diferencial para alta densidade de contagem Resolução e linearidade espacial planas Centro de rotação da câmara SPECT Diário Diário Diário Diário Mensal Mensal Mensal 28

37 TESTE DE UNIFORMIDADE DE CAMPO O teste de uniformidade de campo verifica a uniformidade do campo de visão do sistema detector quando exposto a uma fonte radioativa uniforme. Medidas realizadas com o colimador acoplado ao sistema detector são referidas com extrínsecas, medidas realizadas sem o colimador acoplado são referidas como intrínsecas (IAEA, 1991, 2009; THRALL e ZIESSMAN, 2003). Dois tipos de fontes podem ser usadas para avaliar e corrigir a uniformidade de campo, as sólidas em forma de placas, como as de 57 Co (cobalto-57) que tem meia-vida física de 270 dias, e as líquidas de 99m Tc. O teste de uniformidade de campo intrínseco é realizado para verificar a uniformidade de resposta dos componentes do sistema, incluindo o cristal de NaI, as fotomultiplicadoras e o seu circuito amplificador e de posicionamento. Esse teste deve ser realizado diariamente, sua realização requer a retirada do colimador; em seguida, uma fonte radioativa ( 99m Tc) puntiforme deve ser colocada a uma distância equivalente a pelo menos cinco vezes o tamanho do campo de visão útil do cristal (UFOV, do inglês useful field of view). É adquirida uma imagem estática com 4 milhões de contagens em matriz de pixels. A fonte de tecnécio-99m deve ter atividade entre MBq (0,3-0,5 mci), para que proporcione uma taxa de até contagens por segundo (IAEA, 1991, 2009; FERREIRA, 2008). O resultado do teste é expresso em um valor, denominado de uniformidade integral (UI). A UI é calculada analisando-se o pixel com maior número contagens (máx.) e o com menor número de contagens (mín.) que estejam localizados em áreas situadas na região de visão útil (UFOV) e na área central de visão (CFOV, do inglês central field of view) do cristal, a partir da Equação 11 (IAEA, 1991, 2009). máx. mín. UI (%) 100 (11) máx. mín. A uniformidade pode ser diferente para distintos radionuclídeos e janelas de aquisição; portanto, é importante assegurar se a uniformidade é coerente para todos os radionuclídeos utilizados na câmara cintilográfica. O resultado sobre a uniformidade deve ser avaliado antes que estudos clínicos sejam realizados (CHANDRA, 2004). Não uniformidade na imagem pode ocorrer devido às condições ambientais, temperatura e umidade, fora dos limites recomendados pelos fabricantes das câmaras de 29

38 cintilação, assim como, à baixa densidade de contagem e a não correção da uniformidade do sistema de aquisição RESOLUÇÃO E LINEARIDADE ESPACIAL PLANAS A resolução espacial intrínseca do sistema geralmente é medida pela largura a meia altura (FWHM, do inglês full width at half maximum) da curva de distribuição da taxa de contagem do detector exposto a uma fonte pontual a uma distância mínima de cinco UFOV. A Figura 2.16 mostra a representação da medida da FWHM. A resolução espacial do sistema (R S ) é dada pela Equação 12, em que a resolução intrínseca referente ao detector é chamada de R i e a resolução espacial do colimador é chamada de R C. A resolução associada ao colimador deteriora-se com o aumento da distância da fonte de radiação ao colimador. R R R (12) S 2 i 2 C Figura 2.16: Curva do fotopico representando o cálculo da FWHM (CHANDRA, 2004). É possível estimar a resolução espacial intrínseca em ternos da FWHM, usando a Equação 14 (IAEA, 1991, 2009). 30

39 FWHM (%) 1, 75B (13) Em que, B é a largura das menores barras visualizadas, obtida através da análise visual da imagem gerada pelo simulador de barras paralelas. Alguns dos principais fatores que diminuem a resolução espacial estão relacionados com o alinhamento dos septos do colimador, alimentação ou mau funcionamento das fotomultiplicadoras e defeito no cristal (IAEA, 1991, 2009). O teste de linearidade verifica a capacidade da câmara de cintilação em reproduzir imagens das linhas retas do simulador de barras sem distorções e curvaturas. Esse teste é realizado com o mesmo objeto simulador de barras aplicado na medição da resolução espacial (OLIVEIRA, 2000). Os principais fatores de defeito para o teste de linearidade são os mesmos estabelecidos para resolução espacial SENSIBILIDADE A avaliação da sensibilidade de uma câmara de cintilação é realizada por meio de uma fonte radioativa plana e homogênea colocada sobre o colimador. O teste de sensibilidade está relacionado com a resposta que o sistema fornece quando exposto a uma fonte radioativa, ou seja, esse teste relaciona a taxa de contagem e a quantidade radiação incidente no cristal por unidade de tempo (IAEA, 1991, 2009; OLIVEIRA, 2000). A sensibilidade do sistema é medida normalmente em contagens por minuto/kbq para medida usando janela de 20% da energia centrada no fotopico do tecnécio-99m. Normalmente, o teste é realizado com uma amostra de 40 MBq de 99m Tc dissolvido em água num recipiente de 10 cm de diâmetro (MUEHLLEHNER et al., 1981). A sensibilidade é obtida a partir da Equação 15 (MAGALHÃES et al., 2004). S contagens tempo( mim) atividade (14) CENTRO DE ROTAÇÃO (COR) O centro de rotação é avaliado somente em câmaras de cintilação do tipo SPECT. Verifica-se o eixo de rotação da câmara coincide com o eixo de rotação de reconstrução da 31

40 imagem. Se o centro de rotação não estiver alinhado podem surgir distorções em reconstruções de fatias da imagem tomográfica. A Figura 2.17 mostra o efeito de reconstrução sem desvio no centro de rotação e com desvio de 2 e 6 pixels. Um grande desvio de COR transforma a imagem de um ponto em uma imagem em forma de anel (IAEA, 1991, 2009). O valor de desvio do centro de rotação é considerado satisfatório somente quando for menor do que 3 mm (IAEA, 1991, 2009; CNEN-NE 3.05). Figura 2.17: Imagem representativa de imagem com desvios no centro de rotação (IAEA, 2009). 32

41 3. MATERIAIS E MÉTODOS Neste capítulo será apresentada a metodologia empregada para a aquisição das imagens, para realização dos testes de controle de qualidade das câmaras de cintilação utilizando objetos simuladores. As avaliações empregando as câmaras cintilográficas foram realizadas na CLIMEDI Clínica de Medicina Nuclear Endocrinologia e Diabete Ltda., situada em Aracaju, SE. 3.1 SISTEMA DE AQUISIÇÃO DE IMAGEM Os testes de controle de qualidade foram realizados com colimador de furos paralelos de baixa energia e alta resolução, acoplado às câmaras de cintilação, APEX SP4 e APEX SPX6 da marca Elscint, mostradas na Figura 3.1(a) e 3.1(b), respectivamente. Ambos os modelos tem detector de cintilação de NaI:Tl. Figura 3.1: Câmaras de cintilação modelo (a) APEX SP4 e (b) APEX SPX MONITOR ELETROCARDIÓGRAFO Ambas as câmaras de cintilação estavam acopladas a monitores cardíacos do fabricante Funbec, modelo 4-1CN. Esse monitor cardíaco fornece traço de ECG, batimentos cardíacos e sistema de alarme pelo batimento. A Figura 3.2 mostra o monitor cardíaco da Funbec modelo 4-1CN. 33

42 Figura 3.2: Monitor cardíaco da Funbec modelo 4-1CN 3.3.TESTE DE UNIFORMIDADE DE CAMPO Foi adquirida uma imagem estática sem colimador, com quatro milhões de contagens em matriz de pixels. Utilizando uma fonte de tecnécio-99m dentro de uma seringa de 1 ml, posicionada a três metros do detector, com atividade de 11,1 MBq (0,30 mci). 3.4.RESOLUÇÃO E LINEARIDADE ESPACIAL PLANAS Os testes de linearidade e resolução espacial planas são realizados através da aquisição de imagens do objeto simulador (phantom) de barras de chumbo. Pela visualização das imagens é possível verificar se há ou não distorções das barras de chumbo. Os testes foram realizados com uma fonte pontual de 11,1 MBq de tecnécio-99m em uma seringa de 1 ml, posicionada a três metros do detector. Foram adquiridas quatro imagens com cinco milhões de contagens cada, o phantom de barras é girado em 90 após cada aquisição SENSIBILIDADE Para realizar o teste de sensibilidade utilizou uma fonte de 40 MBq (1 mci) de 99m Tc, em um recipiente de acrílico com 10 cm de diâmetro, a fonte foi dissolvida em 60 ml de água. Foram adquiridas 10 imagens com duração de 1 minuto cada. 34

43 3.6.CENTRO DE ROTAÇÃO (COR) O teste do centro de rotação foi realizado através de uma fonte pontual, confeccionada em uma capa de proteção de uma agulha de injeção contendo um pequeno pedaço de algodão. O algodão foi umedecido com 74 MBq (2 mci) de tecnécio-99m. Esse aparato é colocado no centro da circunferência de giro do detector. São adquiridas imagens em 360 da amostra. A Figura 3.3 apresenta os materiais utilizados para a preparação da fonte pontual: algodão, a tampa e a seringa. Figura 3.3: Apresentação dos materiais utilizados para preparação da fonte pontual para o teste do centro de rotação. 35

44 4. RESULTADOS E DISCUSSÕES Os resultados obtidos no trabalho serão apresentados em quatro partes principais, conforme a seguir: Na primeira parte será descrita a construção de dois objetos simuladores de coração. Na segunda parte serão apresentados os resultados dos testes de controle de qualidade das câmaras cintilográficas; Na terceira parte serão apresentados os resultados obtidos a partir de imagens do simulador antropomórfico estático de coração; Na quarta parte serão apresentados os resultados das avaliações realizadas utilizando o objeto simulador dinâmico de coração CONSTRUÇÃO DOS OBJETOS SIMULADORES Primeiramente será apresentado o desenvolvimento de um objeto simulador estático antropomórfico de coração, posteriormente o desenvolvimento de um objeto simulador dinâmico de coração. Estes objetos simuladores serão descritos em detalhes a seguir CONSTRUÇÃO DO OBJETO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO ESTÁTICO DE CORAÇÃO Foi projetado e construído um objeto simulador antropomórfico estático de coração utilizando um coração humano adulto como modelo, o órgão modelo pertence ao acervo do Museu de Anatomia Humana, Prof. Osvaldo da Cruz Leite, da Universidade Federal de Sergipe. A Figura 4.1 apresenta o órgão utilizado como modelo para a confecção dos moldes, a imagem à direita mostra uma visão externa do coração e as duas outras mostram uma visão da parte interna do órgão, após corte. 36

45 Figura 4.1: Fotografias do coração humano utilizado como molde. Os objetos simuladores antropomórficos de coração foram baseados em três outros objetos simuladores cardíacos já existentes, os simuladores desenvolvidos por Ullmann e Kuba em 1985, e por Matusiak et al. em 2008, e o simulador comercial da Fluke Biomedical. Para a confecção do molde da forma do coração foi utilizado alginato odontológico, acrílico e resina acrílica da marca JET para obter a forma final. O objeto simulador desenvolvido tem a geometria de um coração adulto humano, contendo os dois ventrículos (direito e esquerdo) interligados, recobertos com balões de látex. As Figuras 4.2 (a) exibe um molde de alginato confeccionado a partir do coração utilizado como modelo. A figura 4.2 (b) mostra os ventrículos de acrílico cobertos com látex. No momento da utilização, os ventrículos são preenchidos com água para a diluição de 37 MBq (1 mci) de sestamibi-tecnécio-99m. Ao serem inflados, os balões expulsam a solução do simulador; diminuindo o volume cardíaco. A Figura 4.2 (c) mostra o simulador antropomórfico estático do coração. 37

46 Figura 4.2: Molde de alginato do coração utilizado como modelo (a), ventrículos cobertos por látex (b) e simulador antropomórfico de coração (c) CONSTRUÇÃO DO OBJETO SIMULADOR DINÂMICO DE CORAÇÃO Como não foi possível obter o volume do ventrículo esquerdo no objeto simulador antropomórfico estático de coração, devido aos dois ventrículos ser interligados, foi construído um objeto simulador somente com o ventrículo esquerdo, o que possibilitou a obtenção do volume exato para cálculo da fração de ejeção. A construção do objeto simulador dinâmico de coração contendo somente o ventrículo esquerdo foi baseado em Matusiak et al. (2008). O objeto simulador dinâmico foi construído em material elástico (látex líquido), sendo composto por duas cavidades, uma interna e outra externa. Para a obtenção das imagens no sistema SPECT, a cavidade interna é preenchida com água e a cavidade externa é preenchida com tecnécio-99m associado ao fármaco sestamibi, dissolvido em água; a cavidade externa simula a forma do ventrículo esquerdo. A Figura 4.3 (a) mostra um esquema das cavidades do objeto simulador dinâmico. A Figura 4.3 (b) mostra uma fotografia do objeto simulador de coração dinâmico. 38

47 Figura 4.3: (a) Esquema de construção do objeto simulador dinâmico de coração, (b) objeto simulador dinâmico de coração. A parte dinâmica do simulador é impulsionada através de um motor ligado a um disco, o disco se conecta a um pistão que impulsiona as seringas, esse pistão injeta e retira determinados volumes de água do ventrículo, gerando o movimento dos ventrículos. A alteração de volume é necessária para simular a variação entre a diástole e a sístole, indispensável para calcular a fração de ejeção. A Figura 4.4 mostra o motor de impulsão conectado ao disco, onde é possível regular a medida de fração de ejeção. Esse por sua vez, se conecta ao pistão com as duas seringas, cada uma com 60 ml. A frequência da bomba de compressão e descompressão do pistão pode variar de 50 a 90 bpm (batimentos por minutos). A variação do volume do ventrículo entre a diástole e a sístole pode ser alterada para 30, 40, 48, 50, 60, 70, 80, 90, 100, 110, 112 e 120 ml. O movimento do coração está acoplado a um simulador de eletrocardiograma (ECG). O pulso da onda R está acoplado ao batimento do simulador cardíaco. O simulador de ECG imita a forma da onda de um batimento cardíaco. No simulador de ECG é possível controlar a velocidade de compressão e descompressão da bomba, ou seja, alterar a velocidade dos batimentos cardíacos simulados. No simulador de ECG também é possível alterar a altura do pulso de saída de 1 mv até 2 mv e controlar a forma de onda do batimento cardíaco, ou seja, simular variações anormais nos batimentos cardíacos, simulando uma doença cardíaca. A Figura 4.5 mostra a placa de circuito desenvolvida para o simulador de ECG. 39

48 Figura 4.4: Imagem do motor de impulsão onde é ligado o pistão com as seringas. O simulador de ECG funciona sem estar acoplado ao simulador dinâmico de coração, podendo ser utilizado para testar exclusivamente o monitor de eletrocardiograma. A variação da forma dos batimentos cardíacos só pode ser realizada com o simulador do ECG desacoplado do motor. Figura 4.5: Placa de circuito do simulador de ECG. 40

49 4.2. CONTROLE DE QUALIDADE DA CÂMARA DE CINTILAÇÃO Nesta seção serão apresentados e discutidos os resultados obtidos a partir dos testes de controle de qualidade para avaliação da uniformidade de campo, resolução espacial intrínseca, sensibilidade e centro de rotação de dois modelos de câmaras cintilográficas: APEX SP4 e APEX SPX TESTE DE UNIFORMIDADE DE CAMPO No teste de uniformidade de campo intrínseca foram analisados alinhamento do ganho de tensão das fotomultiplicadoras, a falha de uma ou mais fotomultiplicadoras, a homogeneidade do acoplamento óptico e a integridade do cristal de NaI. A uniformidade de campo deve ser inspecionada visualmente, a imagem obtida deve ter uma aparência uniforme, ou seja, sem áreas de maior ou menor intensidade (IAEA, 1991, 2009; CNEN-NE 3.05; THRALL e ZIESSMAN, 2003). A Figura 5.1 mostra os resultados, com correção do desempenho do circuito, dos testes de uniformidade de campo intrínseca das câmaras de cintilação avaliadas. Os resultados encontrados, calculados a partir da Equação 11, estão dentro dos limites estabelecidos como normais em que a diferença na taxa de contagem de uma área para outra na imagem não deve ser superior 10%, como pode ser visto na Figura 4.6, com imagens homogêneas sem nenhuma região de grande contraste. Esses resultados demonstram um desempenho adequado dos sistemas de aquisição, de acordo com os manuais dos fabricantes, as normas brasileiras e as recomendações internacionais (CNEN-NE 3.05; IAEA, 1991, 2009; CHANDRA, 2004). 41

50 Figura 4.6: Imagem gerada a partir do teste de uniformidade de campo das câmaras de cintilação APEX SP4 (à esquerda) e APEX SPX6 (à direita) TESTE DE RESOLUÇÃO ESPACIAL E LINEARIDADE Os resultados dos testes de resolução espacial foram obtidos com o uso de objeto simulador de barras paralelas nas câmaras de cintilação utilizadas nesse trabalho. Neste teste o colimador é retirado, sendo colocado o simulador de barras acima do cristal de NaI da câmara de cintilação. As imagens obtidas pela câmara da radiação emitida por uma fonte de tecnécio- 99m mostram todos os grupos de barras dos quatro quadrantes do simulador sem distorções. A Figura 4.7 apresenta os resultados dos testes de resolução espacial e linearidade das câmaras cintilográficas APEX SP4 e APEX SPX6. 42

51 Figura 4.7: Imagens obtidas nos testes de resolução espacial e linearidade das câmaras cintilográficas APEX SP4 (à esquerda) e APEX SPX6 (à direita). Por análise visual da imagem gerada pelo simulador de barras paralelas e utilizando-se a Equação 13 do capítulo anterior, foram obtidos os seguintes valores para FWHM (Tabela 4.1). Tabela 4.1: Resultados obtidos no teste de resolução espacial. Equipamento Largura das menores barras visualizadas (mm) Valor estimado de FWHM (%) APEX SP4 2,5 4,3 APEX SP6 2,5 4,3 Esses valores representam um bom desempenho das fotomultiplicadoras, cristal em perfeitas condições de uso e sem deslocamento do fotopico, cujo limite de aceitação é de 10% do valor de referência. Assim, os sistemas apresentaram resultados dentro dos limites de aceitação, de acordo com as recomendações da IAEA. 43

52 TESTE DE SENSIBILIDADE O teste de sensibilidade foi realizado com colimador de furos paralelos de baixa energia e alta resolução. Foram realizadas dez aquisições estáticas sucessivas (contagens), cada aquisição com duração de 1 minuto, utilizando uma amostra de tecnécio-99m com atividade de 40 MBq. A partir dos valores obtidos nas aquisições, foi calculado o valor médio, e dele subtraído o valor da contagem para radiação de fundo. Os resultados dos testes foram calculados através da Equação 14, obtendo-se um valor médio de sensibilidade para equipamento. Os resultados da sensibilidade das câmaras de cintilação estão apresentados na Tabela 4.2, sendo considerados satisfatórios porque apresentam desvio percentual menor do que 10% (CNEN-NE 3.05; IAEA, 1991, 2009). Tabela 4.2: Valores obtidos no teste de sensibilidade. Equipamento Média das contagens Valor da sensibilidade (cpm/kbq) APEX SP4 (937±7)10 2 2,34 APEX SP6 (1573±11)10 2 3, TESTE DE CENTRO DE ROTAÇÃO (COR) O teste de centro de rotação foi realizado com o colimador de baixa energia e alta resolução nas câmaras de cintilação. O teste mostrou uma correta interseção entre o eixo de rotação e a perpendicular baixada do centro do plano do detector quando este está paralelo ao eixo, pois como pode ser visto na Figura 4.8, em nenhum momento as linhas azuis ultrapassam os traços brancos nos gráficos que limitam os valores aceitáveis. 44

53 Figura 4.8: Imagens obtidas como resultado do teste para avaliação do centro de rotação, das câmaras de cintilação APEX-SP4 (à esquerda) e APEX-SP6 (à direita), respectivamente. A Tabela 4.3 contém os resultados dos desvios nos eixos de rotação X e Y, calculados a partir do programa de processamento de imagens das câmaras cintilográficas. Para que os dados obtidos na avaliação sejam considerados satisfatórios, o desvio de cada eixo deve ser menor que 4 mm (IAEA, 1991, 2009). Embora as câmaras de cintilação tenham apresentado variações nos eixos X e Y, essas variações estão dentro dos limites aceitáveis pela norma brasileira e recomendações internacionais (CNEN-NE 3.05; IAEA, 1991, 2009). Tabela 4.3: Valores obtidos no teste de centro de rotação. Equipamento Desvio no eixo X (mm) Desvio no eixo Y (mm) APEX SP4 3,28 2,96 APEX SP6 3,11 2,73 45

54 4.3. IMAGENS ESTÁTICAS DO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO DE CORAÇÃO Imediatamente após a aquisição das imagens do objeto simulador antropomórfico de coração, foram obtidas imagens planas do coração sem movimento e imagens tomográficas em 180, a partir da oblíqua anterior direita de 45 (OAD 45 ), utilizando-se colimador de baixa energia e alta resolução. A matriz utilizada na aquisição foi de pixels. O simulador antropomórfico foi preenchido com água e dissolvido 37 MBq (1 mci) de sestamibi-tecnécio-99m. Após a reconstrução das imagens, podem ser visualizadas as imagens de cortes tomográficos do eixo curto transverso, eixo longo horizontal e do eixo longo vertical do coração. Exames normais devem apresentar distribuição homogênea do radiotraçador por todo o miocárdio do ventrículo esquerdo, ou seja, deve se apresentar homogênea em todos os cortes tomográficos (BARBIRATO et al., 2009; THRALL e ZIESSMAN, 2003). Como pode ser visto na Figura 4.9, a imagem do objeto simulador antropomórfico estático de coração apresentou pequenas áreas com menor concentração do radiofármaco nos cortes tomográficos, que podem ter sido geradas por não homogeneização do radionuclídeo ou por formação de bolhas de ar no interior do objeto simulador. Figura 4.9: Imagem do simulador antropomórfico estático de coração. 46

55 Foram adquiridas cinco imagens subsequentes do objeto simulador do coração sem movimento; em seguida, foi calculado o volume do ventrículo esquerdo estático através do programa de reconstrução de imagem da câmara. O volume médio do ventrículo esquerdo calculado por meio dos dados das imagens geradas foi de 144±5 ml. Segundo a literatura, uma variação do volume do ventrículo esquerdo de até 5%, determinado através de imagens de SPECT, é aceitável (SCHAEFER et al., 2005). Portanto, os valores encontrados do volume do ventrículo esquerdo são satisfatórios VARIAÇÃO DE VOLUME DO VENTRÍCULO ESQUERDO NO SIMULADOR ANTROPOMÓRFICO DE CORAÇÃO Foram obtidas imagens com o objeto simulador antropomórfico de coração sem movimento, com alteração do volume do ventrículo esquerdo em 30 ml e em 60 ml, por meio da inserção de ar nesse ventrículo, mantendo o volume do ventrículo direito constante. As imagens foram adquiridas na câmara de cintilação APEX SPX6 como tomográficas em 180 do coração, a partir da oblíqua anterior direita de 45 (OAD 45 ), utilizando-se colimador de baixa energia e alta resolução. A matriz utilizada na aquisição foi de pixels. Após a reconstrução das imagens são exibidas imagens de cortes tomográficos do eixo curto transverso, eixo longo horizontal e eixo longo vertical do simulador de ventrículo esquerdo. Para o cálculo do volume e da área do ventrículo esquerdo foi utilizado o programa de processamento de imagem. A Figura 4.10 mostra a imagem do simulador antropomórfico de coração contendo ventrículo esquerdo com volume igual a 143 ml e área de 146 cm 2. 47

56 Figura 4.10: Imagem do simulador antropomórfico de coração com volume de 143 ml. Após a diminuição do volume do ventrículo esquerdo em 30 ml, com o acréscimo de 30 ml de ar no balão que recobre esse ventrículo, o volume médio determinado nas cinco aquisições de imagem, conforme calculado pelo programa de processamento de imagens, foi de 118±5 ml. A Figura 4.11 mostra a imagem do simulador antropomórfico de coração com volume do ventrículo esquerdo de 115 ml. 48

57 Figura 4.11: Imagem do simulador de coração antropomórfico de coração com volume de 115 ml. Após a diminuição do volume do ventrículo esquerdo em 60 ml, devido ao acréscimo de mais 30 ml de ar no balão que o recobre, o experimento foi repetido e o volume médio das cinco aquisições de imagens desse ventrículo foi novamente calculado pelo programa de processamento de imagens, como sendo de 85±4 ml. A Figura 4.12 mostra a imagem do simulador antropomórfico de coração com volume do ventrículo esquerdo de 87 ml. 49

58 Figura 4.12: Imagem do simulador antropomórfico de coração com volume de 87 ml. A variação dos volumes do ventrículo esquerdo, calculado pelo programa de processamento de imagem, está de acordo com as variações impostas pelo simulador antropomórfico de coração. O resultado está de acordo com a literatura (NGUYEN et al., 2003) IMAGENS DINÂMICAS DO SIMULADOR DINÂMICO DE CORAÇÃO Para todos os testes realizados com o simulador dinâmico de coração foram realizadas aquisições tomográficas do simulador dinâmico de coração, adquiridas na câmara de cintilação APEX SPX6, em 180 do coração, a partir da oblíqua anterior direita de 45 (OAD 45 ). A aquisição das imagens são sincronizadas com o ECG. Foram adquiridas oito imagens por batimento cardíaco simulado. Durante as aquisições foi utilizado colimador de baixa energia e alta resolução. 50

59 Os volumes da cavidade cardíaca externa e interna foram aferidos através de dez medidas. Primeiramente, determinou-se o volume médio da cavidade interna, o qual foi de 180±4 ml; em seguida, foi determinado o volume da cavidade externa sendo encontrado a média de 160±5. Para este teste foram adquiridas imagens com matriz de pixels. As imagens de cada quadro (intervalo R-R no eletrocardiograma) foram somadas e reconstruídas. O processamento das imagens da função ventricular foi realizado pelo programa acoplado nas câmaras de cintilação. O simulador dinâmico de coração foi calibrado para fornecer o volume do ventrículo esquerdo em final de diástole (VDF) igual a 160 ml e em final de sístole (VSF) igual a 80 ml, ou seja, FEVE igual a 50%. Após o processamento do SPECT gatilhado são obtidos os VDL e os VSF. A Figura 4.13 mostra a imagem obtida através do simulador dinâmico de coração com FEVE de 51%. Na imagem abaixo, a fração de ejeção do ventrículo esquerdo é mostrada como EF (do inglês Ejection Fraction). 51

60 Figura 4.13: Imagem obtida através do simulador dinâmico cardíaco com fração de ejeção de 51% INFLUÊNCIA DA FREQUÊNCIA CARDIÁCA NA MEDIDA DA FRAÇÃO DE EJEÇÃO DO VENTRICULO ESQUERDO Para testar a influência da frequência cardíaca do ventrículo esquerdo na medida de fração de ejeção, a taxa de batimentos cardíacos simulados por minuto (bpm) foi elevada de 50 a 90, em intervalos de 10. Foram realizadas 10 medidas para cada valor de batimento cardíaco. As imagens foram adquiridas com matriz de pixels. Cada aquisição foi realizada com um volume sistólico final de 85 ml e volume final de diástole de 160 ml, ou seja, uma fração de ejeção de 50%. A Figura 4.14 mostra os resultados obtidos, com seus respectivos desvios padrão. 52

61 Figura 4.14: Gráfico apresentando a influência da frequência cardíaca na medida de fração de ejeção do ventrículo esquerdo. Os dados mostram uma variância de 3,1%, ou seja, uma variação não significativa entre os valores de fração de ejeção obtidos variando a frequência cardíaca. O resultado está de acordo com os obtidos por Nguyen et al., (2003), que observaram que a frequência cardíaca não altera significativamente os valores da fração de ejeção do ventrículo esquerdo COMPARAÇÃO ENTRE MEDIDAS DE FRAÇÕES DE EJEÇÃO ADQUIRIDAS COM DIFERENTES MATRIZES Foram adquiridas imagens do simulador dinâmico de coração com matrizes de 64 64, e pixels. Nesta avaliação, determinou-se que fossem aceitos batimentos com variação de 20% no intervalo R-R do ECG. Para cada matriz foram feitas 10 medidas com os mesmos parâmetros. O simulador dinâmico de coração foi calibrado para fornecer uma fração de ejeção de 50%. A Figura 4.15 mostra o gráfico da variação da fração de ejeção do ventrículo esquerdo de acordo com a matriz de aquisição. 53

62 Figura 4.15: Gráfico da influência da matriz de aquisição na fração de ejeção do ventrículo esquerdo. O resultado está de acordo com os obtidos por Debrun et al., em 2005, que realizaram uma comparação entre ecocardiografia 4D (o método de diagnóstico de estrutura e funcionamento do coração baseado no uso de ultrassom permite a visualização das três dimensões, em tempo real). A técnica SPECT gatilhado mostrou uma boa correlação entre os volumes de FEVE obtidos nas duas modalidades; porém, com uma pequena superestimação dos volumes com a técnica SPECT gatilhado devido a influência dos parâmetros de filtragem e o tamanho do pixel em relação aos volumes medidos através da ecocardiografia 4D. Os resultados obtidos neste trabalho mostram uma medida de fração de ejeção ligeiramente maior para as matrizes menores COMPARAÇÃO ENTRE MEDIDAS DE FRAÇÕES DE EJEÇÃO EM EQUIPAMENTOS DE MEDICINA NUCLEAR Foi realizada uma comparação de valores de fração de ejeção do ventrículo esquerdo entre diferentes equipamentos de medicina nuclear, através de um objeto simulador cardíaco que fornece os mesmos valores de fração de ejeção do ventrículo esquerdo. Sendo assim, é possível estudar a variação das mesmas medidas, em diferentes equipamentos. Foram estabelecidos três valores de fração de ejeção para o objeto simulador dinâmico cardíaco, 30% (valor baixo), 50% (valor médio) e 70% (valor alto). 54