Instrumentação em Imagiologia Médica

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1 Instrumentação em Imagiologia Médica Módulo 4. Imagiologia com radioisótopos Parte I. Cintigrafia, SPECT Leccionado por Vitaly Chepel, Departamento de Física, Universidade de Coimbra Ano lectivo

2 A ideia Os Radioisótopos Os Detectores interacção da radiação com a matéria (um lembrete) scanners (história) câmara de Anger SPECT Exemplos de imagens Novos desenvolvimentos Compton camera CZT camera Sumário IIM V. Chepel 2

3 Imagiologia com Raios-X e com Radioisótopos Fonte externa A sua localização é conhecida Sinal: atenuação no corpo Fonte interna É preciso localizar a fonte Sinal: distribuição das fontes no corpo IIM V. Chepel 5

4 Imagem com radioisótopos: a ideia A primeira utilização de um traçador radioactivo (radioactive tracer) para estudo do movimento dos elementos estáveis num sistema biológico atribui-se ao George de Hevesy nos anos A ideia: Injectar uma quantidade muito pequena de uma substância em cujas moléculas um dos átomos, normalmente estável, é substituído pelo um isótopo radioactivo Medir a distribuição espacial dessa substância através da detecção de raios gama emitidos pelo traçador A distribuição obtida reflecte o comportamento fisiológico dessa substância e o funcionamento do sistema biológico no que toca fluxo sanguíneo, metabolismo, transporte celular, função de neurotransmissores etc. Para isso é suficiente uma quantidade muito pequena de um elemento radioactivo muito menos do que pode ser detectada pelos métodos químicos Fornece informação valiosa para a diagnóstica, terapia e investigação médica, biológica e farmacéutica IIM V. Chepel 6

5 Imagem com radioisótopos: 3 passos 1. Injecção de uma substância marcada com um isótopo radioactivo emissor de raios gama (também pode ser introduzido por inalação) 2. A substância é absorvida pelo organismo e distribui-se no corpo consoante a sua função fisiológica 2D image 3D image 3. A distribução é medida com um ou vários detectores de raios gama Detector γ γ Scintigraphy γ SPECT IIM V. Chepel 7

6 Raios-X e Raios γ (lembrete) Ambos são ondas electromagnéticas (fotões) A escala de energias: Raios-X: de ~1 kev até ~200 kev Raios γ: de ~100 kev até ~1 MeV (em medicina) ou até (em física) A diferença principal não está na energia dos fotões mas sim nos processos físicos que estão na origem desses: Os raios X são de origem atómica; são emitidos: ou pelas partículas carregadas sujeitas a aceleração ou em resultado de transições entre os níveis de um átomo (em semelhança com transições ópticas a diferença está apenas no valor da energia) Os raios γ são de origem nuclear: são emitidas em resultado de transições entre diferentes níveis de energia de um núcleo i.e. em resultado de um decaimento radioactivo IIM V. Chepel 8

7 A ideia Os Radioisótopos Os Detectores interacção da radiação com a matéria (um lembrete) scanners (história) câmara de Anger SPECT Exemplos de imagens Novos desenvolvimentos Compton camera CZT camera Sumário IIM V. Chepel 11

8 Radioactividade α, β e γ É um processo nuclear α Decaimento α (emissão do núcleo de átomo de hélio) Ex: Am 93Np He partícula α β γ Decaimento β (emissão de um electrão ou positrão) Ex: ~ Sr Y e ν ( p + e + ν ) F 18 8 Decaimento γ (de-excitação ( do núcleo com emissão de um fotão) Ex: Tc O + + e 99m Tc +ν + γ n β - + ( p n + e + ν ) β + IIM V. Chepel 12

9 Radioisótopos requisitos (1) Radiação emitida partícular carregadas são absorvidas no tecido biológico numa distância de ordem de ~mm não podem ser usadas para fins diagnósticos dos órgãos interiores (com excepção de positrões cuja anuquilação resulta em emissão de um par de fotões gama ver lição sobre PET) raios gama a atenuação segue uma lei exponencial com o comprimento de atenuação 1/µ ~1 a 10 cm podem ser usadas é altamente desejável que o fotão gama não seja acompanhado pelas partículas carregadas assim evita-se a irradiação desnecessária do paciente Partículas carregadas Radiação electromagnética N 0 N(x) N(x) N 0 N(x) N(x) N 0 N( t) = N 0 e µ x N 0 x 0 R x x 0 x IIM V. Chepel 13

10 Radioisótopos requisitos (2) Tempo de vida Idealmente, devia ser comparável com o tempo necessário para o exame, i.e. ~10 min a ~1 hora decaimentos/s λt N( t) = N0e = N0 2 t T 1 2 (a) T 1/2 é demasiado curto uma grande parte do isótopo decai antes da medição (b) T 1/2 óptimo (c) T 1/2 muito longo o paciente continua a ser irradiado depois do exame terminar (a) (b) (c) Eliminação fisiológica tempo de vida de uma substância no organismo pode ser mais curto do que T 1/2 : λ eff = λ + λ fisiol. injecção medição t 1 T eff = 1 T T fisiol. IIM V. Chepel 14

11 Energia Radioisótopos requisitos (3) Deve ser suficientemente alta para que os fotões sairem do corpo do paciente com uma probabilidade elevada, sem interagirem com o corpo Mas não muito alta para facilitar a detecção Lembra-se: atenuação detector corpo N( x) Z ρ = N 0 e µ x µ(z,ρ) Boas energias: entre ~80 kev e ~300 kev BOM acontecimento é apenas este (em PET 511 kev) IIM V. Chepel 15

12 99m Tc o radioisótopo mais utilizado Níveis de energia do núcleo 99 Tc (tecnécio) 99m 6 h Tc Tc + γ N ( t) = N e t / τ = N 2 t / T 0 0 1/ 2 m nível metaestável,a transição para o nível mais baixo é lenta (T 1/2 >> dos tempos típicos para os processos nucleares que são ~10-12 s) IIM V. Chepel 16

13 Outros radioisótopos utilizados em SPECT Isótopo 99m Tc 123 I 201 Tl 67 Ga 111m In 133 Xe 131 I T 1/2 6.0 h 13.2 h 73 h 78.3 h 2.83 d 5.3 d 8 d Energia 140 kev 159, 529 kev 71 & 80 kev RX Hg, 135, 167 kev, 93, 185, 300 kev 171, 245 kev 81 kev 364, 627 kev O radioisótopo está incorporado numa substância química específica para certa actividade metabólica (cancro, actividade cerebral, perfusão do miocardo etc.) É sabido, por exemplo, que o iódo acumula-se no tiróide ao usar isótopos radioactivos de iódo 131 I e 125 I pode ser investigado o funcionamento do tiróide IIM 2011/2012

14 Radiofármacos - exemplos H 3 C O O N S O Tc S NH O Technetium ( 99m Tc) Bicisate Perfusão do cérebro HO HO O P P O O Tc O OH O O OH P O O H 3 C H 3 C Technetium ( 99m Tc) Medronate P OH OH CH 3 H N O CH 3 O CH 3 O O O Tc O O 0 O O O H 3 C CH 3 O N H H 3 C Technetium ( 99m Tc) Disofenin CH 3-1 Fígado, hepatite Ossos, câncro da próstata H 2 O H 2 O O O O Ga H 2 O O O O OH Gallium ( 67 Ga) Citrate Inflamação, infecções 131 I N H NH 2 NH Iobenguane sulfate ( 131 I) Neuroblastoma Na 131 I - tiróide IIM V. Chepel 18

15 Radioisótopos - origem Os radioisótopos de origem natural não podem ser usados para a diagnóstica médica principalmente devido ao seu longo período de semidesintegração Os isótopos artificiais são produzidos ou em reactores nucleares (através de captura de neutrões pelos núcleos estáveis) ou em aceleradores de partículas Produção do 99m Tc num reactor nuclear por bombardeamento com neutrões ( 99m Tc é usado em SPECT) Produção do 18 F num sinchrotrão por bombardeamento com protões ( 18 F é usado em PET) IIM V. Chepel 19

16 1º passo num reactor nuclear: n + γ γ d 99m 42 Mo 43Tc + e + Produção do 99m Tc Mo 42Mo ν ~... Isótopo estável (abundância natural 24%) 2º passo armazenamento num gerador de tecnécio (em hospital): 3º passo injecção ao paciente e medição: Tc 6 h 99m Tc + γ Gerador de tecnécio Na 99m TcO 4 IIM V. Chepel 20

17 A ideia Os Radioisótopos Os Detectores Sumário interacção da radiação com a matéria (um lembrete) scanners (história) câmara de Anger SPECT Exemplos de imagens Novos desenvolvimentos Compton camera CZT camera IIM V. Chepel 21

18 Interacção de raios γ com a materia Absorção fotoeléctrica Disperção de Compton E γ ϑ E γ E e γ + E e + X X + e = E γ B B energia de ligação do electrão no átomo (depende da camada electrónica) γ + e γ + e E γ = 1+ E γ E e = E γ E γ E m c e γ 2 ( 1 cosϑ) IIM V. Chepel 22

19 Interacção de raios γ com a materia A probabilidae de interacção com um alvo (por um ou outro processo) quantifica-se com secção eficáz (cross section) σ (mede-se em cm 2 ): fotão dp = nσ dx (n número de átomos por cm 3 ) dx N fotões Variação do número de fotões no feixe: dn = N dp = N nσ dx dx dn N = nσ dx N( x) = N 0 e nσ x nσ frequentamente designa-se por µ coefficiente linear de atenuação (cm -1 ) N( x) = N 0 e µ x IIM V. Chepel 23

20 Interacção de raios γ com a materia Quando há dois processos: fotão dp = dp + dp = n( σ + σ ) dx foto Compton f c dx σ = σ f + σ c (i.e. ) N fotões N( x) = N 0 e ( µ +µ ) x f c µ = µ f + µ c (i.e. ) dx Designação frequente: τ para µ f σ para µ c IIM V. Chepel 24

21 Interacção de raios γ com a materia N 0 N( x) = N 0 e µ x µ coeficiente linear de atenuação (cm -1 ) x µ é uma função de: 1) número atómico do elemento Z, 2) densidade do meio, ρ Z ρ µ(z,ρ) Para desacoplar a dependência da densidade, µ é frequentamente expresso em unidades de cm 2 /g e designado por µ (coeficiente de atenuação mássico): = em que µ = f (Z) µ µ ρ IIM V. Chepel 25

22 Attenuação em água µ é uma função da energia do fotão E (de Z e ρ, também) H 2 O cm 2 /g 10 µ µ = τ + σ σ τ Gamma ray energy, kev τ descreve atenuação por absorção fotoeléctrica σ descreve atenuação por dispersão de Compton Os raios γ de energias ~ kev interagem com o corpo humano principalmente por efeito de Compton IIM V. Chepel 26

24 Os primeiros scanners Rectilinear scanner (obsoleto) Uma posição do detector N contagens Um ponto marcado no papel cuja cor depende do N Imagem - scintigrama 1977 O detector funciona no modo de impulsos: os raios gama são detectados um a um IIM V. Chepel 29

25 Linear scanner (obsoleto) Primeiros scanners Uma posição do detector contagens N(x) Atenuação da luz no cristal A ( x) = A e A ( x) = A e 0 x / λ ( L x)/ λ Imagem em 2D - scintigrama Partilha da luz entre os fotomultiplicadores A i = f(x) IIM V. Chepel 30

27 Câmara gama (Anger camera) Vista de cima Fotomultiplicadores Guia da luz Cristal cintilador Colimador absorção no colimador Acontecimentos bons Acontecimentos maus scattered absorção no objecto Objecto penetração através do colimador Localização através da partilha da luz entre os fotomultiplicadores IIM V. Chepel 33

28 A p rimeira câmara de Anger 7 fotomultiplicadores Guia de luz (plástico) Cristal cintilador NaI(Tl) 100 mm x 6 mm Colimador pinhole (chumbo) Hal O. Anger Objecto Hal O. Anger, Scintillation Camera - Review of Scientific Instruments, 1958, v.29, pp IIM V. Chepel 34

29 Algoritmo de Anger de reconstrução de coordenadas A ideia: U 1 U 2 U i U N PM i U i sinais de fotomultiplicadores (amplituda de impulso, por exemplo) X N i= 1 = N i= 1 U x i U x i coordenada do PM i N número de PMs i i x 1 x 2 x i x N X A coordenada x da cintilação pode ser reconstruida através do cálculo da média das coordenadas dos fotomultiplicadores x i com os pesos iguais a amplitude do sinal do respectivo fotomultiplicador U i (média pesada) x (também é conhecido como - método de centroid ou - centre-of-gravity method ) IIM V. Chepel 35

30 = = = = = = = = N i i N i i N i i i N i i N i i i U E U y U Y U x U X ,, Algoritmo de Anger em 2D Energia depositada no cristal IIM V. Chepel

31 Algoritmo de Anger a realização A corrente do cada fotomultiplicador (U i ) é dividida entre 4 saídas (X +, X -, Y + e Y - ). X = X Y = Y + + X Y As resistências são escolhidas de tal modo para que a contribuição de cada fotomultiplicador para os sinais X e Y seja proporcional à respectiva coordinada do seu centro H.O. Anger, Scintillation Camera Rev. Sci. Instr., 1958, v.29, pp IIM V. Chepel 37

32 Câmara de Anger O cristal Normalmente NaI(Tl): Z = 54, ρ = 3.67 g/cm3 comprimento de atenuação para 140 kev 1/µ 0.4 cm 84% dos fotões de 140 kev interagem através do efeito fotoeléctrico alta luminosidade, 5,600 fotões para 140 kev Dimensões: Diâmetro de 20 cm a 60 cm ou rectangular 50 x 40 cm Espessura 6 a 12 mm (1/4 a ½, o mais comum é 3/8 ) Compromisso entre a) Eficiência de absorção de raios gama mais espesso b) Erro de paralaxe mais fino possível Desvantagens do NaI(Tl): Higroscópico tem que ser selado hermeticamente num contentor sensivel àos gradientes da temperatura facilmente parte-se 38

33 Câmara de Anger Guia de luz Tem um papel fundamental para reconstrução de coordenadas distribuir a luz emitida numa cintilação entre vários fotomultiplicadores Espessura um compromisso entre dois extremos: Guia muito fina apenas um fotomultiplicador vê a luz só um PMT dá o sinal resolução espacial diâmetro do fotomultipicador (~50 mm); Demasiado espessa a distribuição da luz entre os PMTs quase uniforme resolução é ~ do diâmetro do cristal Material: Plástico transparente com índice de refracção próximo ao do cristal (para minimizar as perdas da luz devido à reflexão) 39

34 Câmara de Anger fotomultiplicadores Requisitos Eficiência quântica mais alta possível (tipicamente ~30% para a luz do NaI(Tl) λ = 415 nm) Boa uniformidade do fotocátodo Os ganhos tão próximos quanto possível Cobertura máxima da superfície do cristal forma hexagonal ou rectangular Cristal redondo: 19, 37, 61 ou 91 fotomultiplicador Cristal rectangular: ~100 fotomultiplicadores IIM V. Chepel 40

35 Câmara de Anger fotomultiplicadores fotomultiplicadores Guia da luz vaselina para melhor contacto óptico Cristal cintilador IIM V. Chepel 41

36 Câmara de Anger detalhes do desenho fotomultiplicadores NaI(Tl) Janela de vidro Guia de luz 42

37 Câmara de Anger detalhes do desenho Protecção de chumbo fotomultiplicadores Guia de luz Janela de vidro NaI(Tl) Colimador 43

38 Câmara de Anger colimadores funçao projectar a imagem do objecto (em raios gama) ao detector Tipos de colimadores (M factor de magnificação) material número atómico Z e densidade elevadas (normalmente Pb, as vezes Ta, W) como a atenuação de raios gama é exponencial com espessura, a colimação nunca é perfeita: a probabilidade de um fotão atravessar o colimador na direcção errada não é nula para minimizar este efeito as paredes entre os orifícios (septa) devem ser suficientemente espessas 45

39 Parallel hole collimator c l d t b usado com maior frequência conserve as dimensões do objecto (M=1) milhares orifícios de forma hexagonal material Pb; espessura ~ 25 mm as câmaras são equipadas com vários colimadores de dimensões diferentes um exemplo de dimensões: cada orifício é de d=2.5 mm de diâmetro com as paredes (septa) de t=0.3 mm entre eles, ~25 orifícios/cm 2 (General-purpose lowenergy collimator para E γ <150 kev) t (septa) d (abertura) 46

40 Collimador: eficiência vs resolução Resolução Eficiência = Nº de fotões passantes Nº de fotões emitidos Fonte pontual Canais mais estreitos Melhor resolução Pior eficiência escolha do colimador é um compromisso entre a resolução e a eficiência eficiência típica ~ é o maior problema do Single Photon Imaging a resolução é tanto melhor quanto mais perto for o objecto 47

41 Parallel hole collimator (III) Resolução le + b + c R d l e d b l e ( b l, c) coll >> l e 2 = l µ espessura efectiva e d t b c l Eficiência ε coll K 2 d l e 2 2 d ( d + t) K = uma constante, (depende da forma dos orifícios) 2 ε coll d l e 2 R 2 col a resolução é tanto melhor quanto mais perto for o objecto (b pequeno) eficiência típica ~10-5 Melhor a resolução pior a eficiência - é o maior problema do Single Photon Imaging escolha do colimador - compromisso entre a resolução e a eficiência 48

42 Pinhole collimator d α f Resolução espacial R Eficiência (geometrica) coll ε coll d e f d e + b f 3 cos θ 2 16b b onde 2 α d e = d d + tan abertura efectiva, µ 2 µ - coeficiente de atenuação θ Resolução eficiência: tendências opostas: a grande desvantagem ângulo sólido (eficiência geométrica) muito pequeno apenas uma pequena fracção de fotões gama emitidos pelo objecto participam na formação da imagem IIM V. Chepel 49

43 Utilização do colimador pinhole Normal thyroid Thyroid with a cold nodule 51

44 Colimador divergente 52

45 Performance das câmaras gama Parâmetros importantes resolução em posição resolução em energia eficiência/sensibilidade uniformidade linearidade taxa de contagem máxima Controlo da qualidade controlo da qualidade das câmaras gama consiste em testes periódicos desses parâmetros de acordo com os normativos definidos em publcações do NEMA (National Electrical Manufacturers Assocation) 54

46 Medida instrumental : Resolução em posição (I) fonte δ (x) 1 imagem e ( x m x m ) 2 2σ 2 FWHM FWTM x (x m é x medido) FWHM full width at half maximum FWTM full width at tenth of maximum para a distribuição gaussiana, FWHM 2.35σ as vezes (em física em especial) sob a resolução entende-se σ x m (medido) se a distribuição de x m não for gaussiana, o σ deixa de fazer sentido, mas os FWHM e FWTM continuam 55

47 Medida visual : Resolução em posição (II) x x = 3σ resolvidos x = 2.35σ x = 2σ não-resolvidos FWHM (=2.35σ) é uma boa medida para a resolução 56

48 Resolução em posição (III) Controlo rápido (semanal, diário): bar-phantom resolution = a Bar Phantom Imagem Standard bar phantom a = 4, 4.8, 6.4 e 9.5 mm (largura das faixas de Pb) High Resolution phantom a = 3.2, 4, 4.8 e 6.4 mm Extra High Resolution a = 2, 2.5, 3 e 3.5 mm FWHM 1.7a (a largura da faixa mais estreita resolvida) coloca-se em contacto com o cristal (para avaliar a resolução intrínseca) ou com o colimador (para medir a resolução do sistema) e irradia-se de uma distância grande com uma fonte pontual de 99m Tc 57

49 Resolução intrínseca e do sistema Como o mesmo detector pode ser usado com vários colimadores diferentes, definam-se: parâmetros intrínsecos i.e. só da câmara sem colimador parâmetros do sistema (ou extrínsecos) do sistema inteiro com o colimador Resolução em posição do sistema: R = R + s 2 i R 2 c R i resolução intrínseca do detector, R c resolução do colimador (depende das dimensões desse mas também da distância entre o colimador e objecto) 58

50 E = N i= U i Espectro de energia 1 Absorção fotoeléctrica Compton Janela do discriminador (permite reduzir contagens das gamas dispersos pelo corpo do paciente por efeito de Compton) cristal cristal foto Compton corpo IIM V. Chepel 59

51 Resolução em energia Energia depositada no cristal calcula-se somando as amplitudes de sinais de todos os fotomultiplicadores 1 ( E E ) E = N i= 1 U i E O pico descreve-se com a função de Gauss exp 2πσ 0 2 2σ 2 E 0 = FWHM 2.35σ medição A resolução em energia caracteriza-se normalmente com FWHM full width at half maximum Resolução típica das câmaras com cristal de NaI(Tl) para 140 kev 12% FWHM IIM V. Chepel 60

52 Máscara de chumbo Linearidade Resposta linear: X measured = k X true Resposta não linear: X measured k X true x medido x medido a origem está no algoritmo da reconstrução das coordenadas uma vez conhecida, pode ser corrigida x verdadeiro X = x verdadeiro N i= 1 x i U i 61

53 Uniformidade: medição Idealmente, uma irradiação uniforme do sistema devia resultar numa imagem uniforme Teste da uniformidade do sistema (com colimador) Teste da uniformidade intrínseca (só a câmara, sem colimador) Uma fonte líquida uniforme de 57 Co (122 kev, T 1/2 =270 d) Flood source Fonte pontual de 99m Tc (140 kev, T 1/2 =6 h) 62

54 Não uniformidade a origem Exemplo de não uniformidade Número de contagens por unidade de área (pixel, por exemplo) N image const(x,y) apesar de actividade da fonte ser constante A source = const Origem: a amplitude do sinal E depende da posição Espectro de energia N E Janela do discriminador N E medida = U i i= 1 E medida 63

55 Câmara Gama: os sinais E = N i= 1 U i - sinal de soma (energia) em função do x X + U i - sinais de cada fotomultiplicador em função do x x i U i X x Sinais de posição (em função do x) X = N i= 1 x i U i X = X + + X x - posição de uma fonte pontual E varia ligeiramente com x isto dá origem a não-uniformidade oscilações de X reconstruido em função do X verdadeiro dão origem à não-linearidade 64

56 Taxa de contagem máxima detector ideal e t τ Origem sobreposição dos impulsos (pile-up) non-paralyzable a taxa de contagem satura paralyzable a taxa de contagem atinge um máximo e depois decresce Medição: Decaying source method com uma fonte com T 1/2 curto R=R 0 exp(-t/t 1/2 ) durante a medição Graded source method com várias fontes de actividade calibrada 65

57 Taxa de contagem máxima Exemplo - câmara gama ADAC Genesys NaI(Tl): constante de scintilação τ 250 ns; para que as perdas sejam <10%, o intervalo médio entre os impulsos deve ser ~ 20 τ a 30 τ, i.e. ~5 7 ms R max ~10 5 cps Journal of Nuclear Medicine Technology Vol. 28 (2002) Valores típicos para as câmaras de Anger até kcps (kilo counts per second) Algumas câmaras especiais com compensação do pile-up conseguem até R max ~10 6 cps (por exemplo, Journal of Nuclear Medicine Vol. 42 No. 4 (2001) ) 66

58 Taxa de contagem máxima Efeito de pile-up na imagem 4 fontes pontuais, baixa taxa de contagem (não há pile-up) pile-up de 2 impulsos pile-up de 3 impulsos Efeito de pile-up no espectro do 99m Tc A 1 2A 1 Journal of Nuclear Medicine Vol. 42 No. 4 (2001)

59 Câmaras gama: as primeiras câmaras Hal O. Anger A câmara 69

60 Câmaras gama: exemplos dos anos 80 70

61 Câmaras gama: Exemplos Duas câmaras para imagens cardíacas 71

62 Eu também quero 72

63 Parâmetros típicos das câmaras Anger espessura do cristal NaI(Tl) de 0.6 cm a 1.3 cm FOV (field-of-view) 40 cm de diâmetro ou um rectângulo 40 cm x 50 cm número de fotomultiplicadores - 61 a 100 eficiência de detecção (intrínseca) ~90% para 140 kev resolução espacial intrínseca cerca de 3.5 mm resolução em energia 9.5% para 140 kev taxa de contagens máxima ~300 k gama de energias 50 kev a 400 kev não linearidade 1 mm (em CFOV central field-of-view 75% do FOV) não uniformidade corrigida ~4.5% (não corrigida pode atingir de 10 a 30%) 73

64 A ideia Os Radioisótopos Os Detectores Sumário interacção da radiação com a matéria (um lembrete) scanners (história) câmara de Anger SPECT Exemplos de imagens Novos desenvolvimentos Compton camera CZT camera 75

65 De 2 a 3 dimensões SPECT Single Photon Emission Computer Tomography Single Photon a imagem é obtida com fotões únicas (um decaimento um fotão emitido) Emission o fotão é emitido do dentro do corpo ao contrário da imagiologia com raios X em que os fotões são emitidos por uma fonte externa (transmission imaging) Computer Tomography imagens em 3D são reconstruídas com as técnicas computacionais 76

66 SPECT A ideia é medir várias projecções e reconstruir a imagem a partir delas (semelhantemente à CT) Realização: rodar uma ou várias câmaras gama configuração mais comum No limite (difícil de realizar por causa do colimador) 77

67 Câmaras SPECT aaa bbb 79

68 GE Healthcare Infinia General purpose dual-detector system (2013) IIM V. Chepel 80

69 Imagiologia do corpo inteiro (em 2D) GE Infinia IIM V. Chepel 81

70 SPECT/CT scanner GE Infinia Hawkeye 4 SPECT/CT scanner IIM V. Chepel 82

72 Algumas imagens com câmaras gama Imagens planos (cintigrafias) Estáticos Dinâmicos Sincronizados com ECG Do corpo inteiro (wholebody scanning) Imagens em 3D (SPECT) Imagens tomográficos Tomografia sincronizada com ECG Tomografia do corpo inteiro 85

73 Imagem estática: pulmões 86

74 Imagem dinâmica A evolução da concentração do radioisótopo num órgão em função do tempo A capacidade de funcionar às taxas altas é fundamental 87

75 Frames sincronizados com o ritmo cardíaco durante um cíclo são adquiridas várias imagens as imagens correspondentes à mesma fase do ciclo somam-se durante muitos ciclos 88

76 Corpo inteiro Screening: a eficiência e rapidéz são mais importantes do que a resolução 89

77 Imagem tomográfica: por fatias 90 90

78 Imagem tomográfica: reconstrução em 3D aaa bbb 91

80 E γ p γ e Compton camera p e E e p γ θ E γ E γ = E γ γ 1+ 2 m c E E + γ = γ e E e E cosθ = 1 E γ ( 1 cosθ ) E e ( E + E ) γ e m e c 2 Mede-se a energia transferida ao electrão determina-se o ângulo da dispersão detecção E e, x,y x,y reconstrução E e, x,y x,y θ Det.1 Det.2 96

81 Compton camera (em desenvolvimento) E e, x,y x,y θ Colimação electrónica o colimador não é preciso ganha-se logo um factor de ~ em eficiência para conseguir uma resolução de ~3 mm é necessária uma resolução em energia muito boa no 1º detector (~1.5% a 140 kev) semicondutor semicondutor área limitada perde-se a eficiência geométrica o material do 1º detector deve ser com Z baixo para maximizar a probabilidade do Compton a espessura: fina poucas interacções; grossa alta probabilidade de interacções múltiplos 97 97

82 Câmara CZT - CdZnTe Leitura em 2D e h TFT CZT CZT 2.5 mm x 2.5 mm x 5 mm (já existe 1.6 mm x 1.6 mm x 5 mm) g Resolução em posição = tamanho do pixel um semicondutor em vez do cristal cintilador sitema pixelizado e modular em vez do monocristal sinal impulso da corrente resultante da ionização E γ ( N + N ) e 2 e q = I( t) dt = e h = mais informações na apresentação de?? W

83 Câmara CZT - CdZnTe 4% g CZT e h TFT CZT é um semicondutor sinal impulso da corrente resultante da ionização q = E γ ( N + N ) e 2 e I( t) dt = = e h W 2.5 mm x 2.5 mm x 5 mm (já existe 1.6 mm x 1.6 mm x 5 mm) 102

84 Câmara CZT comercial 20cm x 20 cm IMARAD Evolução: 16 x 16 pixeis

85 CZT vs câmara de Anger com NaI(Tl) Vantagens das câmaras com CZT: Boa resolução em energia permite melhor discriminação do Compton Boa resolução em posição (1.6 a 2.5 mm contra 3-4 mm para câmaras de Anger) O tempo de recolha de carga é ~100 vezes mais curto do que o tempo de cintilação do NaI(Tl) maior taxa de contagem é possível Desvantagem: CZT ainda é muito caro câmaras pequenas CZT NaI(Tl) Anger camera Aplicação principal cintigrafia da mama

86 Imagem combinada: CZT + CT Alta resolução do CZT em energia permite distinguir raios gama provenientes de isótopos diferentes Alta resolução do CT em posição permite reconstruir o esqueleto com grande precisão e também localizar os órgãos 140 kev 159 kev 71 kev, 80 kev GAMMA MEDICA-IDEAS CZT

87 CZT mammography system GE Discovery NM750b (2013) IIM V. Chepel 108

88 Para concluir: radioisótopos versus Raios-X Fonte Energias Origem da radiação Papel da atenuação (i.e. interacção com o corpo) O que mostra a magem Poder diagnóstico Resolução espacial Externa Bremsstrahlung, fluorescência É o que produz o sinal Atenuação da radiação nos tecidos, i.e. ρ, Z Anomalias morfológicas ~0.3 mm Raios-X (Radiologia, TAC) 80 kev a 140 kev Interna 80 kev a 511 kev Decaimento dos núcleos Estraga a imagem Distribuição dos isótopos radioactivos no corpo Anomalias funcionais ~3-5 mm Radioisótopos (cintigafia, SPECT, PET) (até ~1 mm em alguns sistemas avançadas de pequenas dimensões) 109