Medicina Nuclear. PET e SPECT: Princípios e Aplicações

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Terezinha Rodrigues Damásio
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1 Medicina Nuclear PET e SPECT: Princípios e Aplicações Profs. Emery Lins Curso de Eng. Bioemédica CECS, Universidade Federal do ABC

2 SPECT tomografia computadorizada por emissão de fóton único

3 Definições e histórico SPECT - Single photon emission computed tomography Tomografia computadorizada por emissão de fóton único É uma técnica tomográfica de imagem médica que combina efeitos da medicina nuclear com a tomografia computadorizada. Nesta técnica, um radiofármaco emissor de radiação gama é administrado no paciente, que passa a conter a fonte de irradiação interna ao seu corpo. O paciente é alojado em uma câmera gama para detecção da radiação e formação das imagens.

4 Aspectos gerais

5 Corte Transversal - SPECT

6 Radiofarmácia RADIOISÓTOPOS: substâncias que emitem radiação, utilizados no seu estado livre (não marcado) para a obtenção de imagens. Os mais usados : Tc99m, I¹³¹ (Iodo), Tl201 (Tálio), Ga67 (Gálio), Sm153 (Samário). RADIOFÁRMACOS: Quando se adiciona substâncias (fármacos) aos radioisótopos. Apresentam afinidades químicas por determinados órgãos do corpo e são utilizados para transportar a substância radioativa para o órgão a ser estudado.

RADIOFÁRMACOS: Quando se adiciona substâncias (fármacos) aos radioisótopos.

7 Radiofármacos

8 Radiofármacos

9 Gerador de Tecnécio 99m:

10 Componentes da câmara gama Colimador permite que os raios gama viagem numa certa direção e atinjam o detector; Cristal receptor da radiação; Fotomultiplicadores multiplicam o sinal produzido pela luz incidente;

13 Fotomultiplicadores Cristais Colimador Raios gama

14 Formação da imagem Gama câmara é rotacionada em volta do paciente, capturando múltiplas imagens bidimensionais (2D); A radiação é captada em pontos definidos durante a rotação (normalmente a cada 3-6 graus); Tempo de captação é variável (15 a 20 segundos);

radiação é captada em pontos definidos durante a rotação

18 Tempo total exame entre 15 a 20 minutos. Máquinas mais modernas,possuem mais de uma cabeça, captam maior área de radiação simultaneamente; A imagens podem ser preto e branco ou coloridas;

19 Formação da Imagem O sinal ampliado pelos fotomultiplicadores é enviado a um circuito de posicionamento; Quando a energia chega a esse circuito, ele envia a informação ao computador da posição dela nos eixos X e Y; Esse posicionamento (X e Y) indicará a tonalidade do pixel para formação final da imagem.

envia a informação ao computador da posição dela nos eixos X e Y; Esse

20 Resolução da imagem A resolução pode ser de 64x64 pixels ou 128x128 pixels; A resolução da imagem depende : Energia; Espessura do cristal; Eficiência de coleta; Distância; Diâmetro dos furos do colimador.

22 Aplicações na medicina É amplamente usado na medicina pois, possibilita a visualização da funcionalidade de todos os sistemas do corpo. Entre eles: Perfusão de miocárdio; Cintilografia óssea; Cintilografia de ventilação e de perfusão; Perfusão cerebral.

23 Myocardial perfusion SPECT FBP Flash 3D 2D Iterative

24 Bone SPECT comparison FBP Flash 3D 2D - OSEM e.cam 3/8 Hx: 36-year-old female. Indication staging for osteosarcoma

25 Imagem SPECT

26 PET/CT Tomografia por emissão de pósitron/tomografia computadorizada

27 Definições e histórico PET- Positron Emitted Tomography Tomografia por emissão de pósitron É uma técnica tomográfica de imagem médica que combina efeitos da medicina nuclear com a tomografia. Nesta técnica, um radiofármaco com partículas beta + é administrado no paciente. As partículas beta+ reagem com elétrons em sítios específicos do organismo do paciente. Essa reação leva à formação de fótons gêmeos, antiparalelos e com energia de 511 KeV.

28 História Foi desenvolvido por Edward Hoffman e Michael E. Phelps em 1973, Universidade de Washington-EUA; Atualmente é utilizado a combinação PET/TC; É um método que informa acerca do estado funcional dos órgãos.

30 Câmara de cintilação na parte frontal, acomoda um tomógrafo computadorizado (CT) na parte traseira, acopla o PET.

31 Detectores PET é constituído por cristais BGO, os quais detectam duas lesões a uma distância de 4,5 mm; Cristal BGO CT uma tomografia que consegue fazer uma varredura do corpo todo do paciente em menos de 2 minutos, permitindo cortes com espessura mínima de 1 mm.

32 Formação da imagem A imagem é formada pela emissão dos pósitrons pelos radionúcleos fixados nos órgãos do paciente; O computador reconstrói os locais de emissão de pósitrons a partir das energias e direções de cada par de raios gamas; Gerando imagens tridimensionais (3D).

34 Gerando imagens tridimensionais. Imagem 3D do corpo inteiro obtida através do exame PET

35 Radionuclídeos Flúor-18 (FDG-fluorodeoxiglicose) análogo da glicose Utilizado para estudar o metabolismo dos órgão e tecidos (meia-vida 2 horas); Nitrogênio-13 Utilizado para estudar perfusão sanguínea de um órgão. Oxigênio-15 Utilizado nos estudos do cérebro; Rubídio 82 Utilizado em estudos de perfusão cardíacos.

36 É necessário um cíclotron para produzir continuamente o Flúor-18, que possui uma meia vida de 2h.

37 PET no Brasil No Brasil funcionam cíclotrons: Comissão Nacional de Energia Nuclear ( no IPEN-SP); Instituto de Engenharia Nuclear (IEN-RJ).

38 PET no Brasil Em 1998, foi introduzida 1ª câmara de PET/SPECT no Serviço de Radioisótopos do Instituto do Coração (Incor) do HC-FMUSP. Em 2004 PET/CT

39 Aplicações do exame PET PET oncológico detecta células com alto consumo de glicose; PET do cérebro avalia perfusão sanguínea e atividade de diferentes regiões do cérebro; PET cardíaco usadas para detectar áreas isquêmicas e fibrosadas.

40 PET Cardíaco Cintilografia Perfusão Repouso/Estresse; Ventriculografia Radionuclídica de Equilíbrio; Pesquisa de necrose miocárdica recente; Pesquisa de miocardite; Estudo de inervação miocárdica.

41 Cintilografia de Perfusão Repouso/Estresse

43 Anger camera Hal O. Anger invented the scintillation camera in 1958 Established basic design: NaI(Tl) crystal PMT array Position weighted signals Hal O. Anger

44 Scintillation camera components Detector NaI(Tl) crystal Photomultiplier tube (PMT) array Analog-to-digital converters (ADCs) Collimator Low energy Medium energy High energy Axial shields (coincidence imaging) Pinhole

45 Overview ENERGY SIGNAL POSITION SIGNALS PULSE HEIGHT ANALYZER X Y Z NaI(Tl) Crystal PMT ARRAY COLLIMATOR Image Display

46 Scintillation camera components Computer(s) Acquisition Processing Patient Table Pallet Accessories Acquisition & processing Physicians viewing

47 Nal(TI) Scintillator Sensitive material for gamma ray detection Large rectangular (40 x 50 cm), thin (9.5 mm) crystal* Converts gamma ray energy into visible

48 Nal(TI) Crystal Advantages 85% 140 kev Moderate energy resolution (9-10%@ 140 kev) Disadvantages Hygroscopic (requires hermetic seal) Limiting component in count rate performance (200 nsec scintillation decay time) Moderate cost

49 PMT array Side View PMTs are arranged in a close-packed array to cover the crystal surface PMT Cross Sections Circular Hexangonal Square FOV 3" PMTs 2" PMTs 30 x 40 cm x 55 cm

50 Analog position electronics Position-based Signal Weights Weighted Sum Position Signal (x or y) X/Z Y/Z Normalized Position Signal (x or y) Normalization Total Sum Energy Signal (Z) Pulse Height Analyzer

51 PULSE HEIGHT ANALYZER ENERGY SIGNAL POSITION SIGNALS Y X Z X NaI(Tl) Crystal COLLIMATOR PMT ARRAY Y Image Display

52 Collimation Purpose: To project gamma ray distribution onto the detector Basic design Distance performance Spatial resolution vs. count sensitivity

53 Collimator design Image forming aperture of the scintillation camera. Limiting component in spatial resolution & count sensitivity. 25 mm Collimators are fabricated from lead. 1.2 mm Gamma rays that hit the septa are absorbed.

54 Collimator performance Count sensitivity ~ 1/5,000 gamma rays are transmitted Requires short holes with large diameters Inverse relationship with resolution Spatial resolution 6-12 mm 10 cm Requires long holes with small diameters Distance dependent

55 Spatial resolution Dependence on source to collimator distance 5 cm 10 cm 15 cm 20 cm 25 cm 30 cm

56 Energy correction Before energy correction After energy correction Corrects for the difference in energy responses within and between PMTs Digitize local spectra 64 x 64 locations) Set local photopeak windows Event must fall within local window

57 Linearity correction Event location is estimated as x,y New location x = x + Dx y = y + Dy Before linearity correction After linearity correction Image a known rectangular hole pattern Calculate x & y correction offsets Interpolate values over entire field

58 Linearity correction Before correction After correction Correcting the mispositioning of events (spatial linearity) has a profound effect on field uniformity.

59 Uniformity correction Energy & linearity correction Energy, linearity & uniformity correction After energy and linearity corrections are performed, residual nonuniformities are corrected using a reference flood image. The high count reference flood image is used to regionally weight events.

60 Scintillation camera performance specifications Field uniformity (2% -4%) Intrinsic spatial resolution ( mm) System spatial resolution at 10 cm (8-12 mm) Energy resolution (9-10%) Multi-energy window spatial registration (< 2 mm)

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