Instrumentação em Imagiologia Médica

Transcrição

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 Imagiologia com Raios-X e com Radioisótopos Fonte externa Fonte interna 2

3 Radiações ionizantes e não ionizantes Radiação ionizante a que tem energia suficiente para ionizar o meio Escala de energias: I = 13.6 ev - potencial de ionização do átomo de hidrogénio Raios-X e raios gama usados em imagiologia médica: E ~ 50 kev a 500 kev são radiações ionizantes Exemplos de radiações electromagnéticas não ionizante: Luz visível Infravermelhos Microondas Ondas de rádio Os ultra-sons (ondas acústicas) e RMN (campo magnético) não produzem a ionização 3

4 Ionização e excitação excitação ionização I < I ex ion Radiação ionizante também pode excitar os átomos 4

5 Raios-X e Raios γ 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 diferênça 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 5

6 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 γ B B energia de ligação do electrão no átomo (depende da camada electrónica) e γ + e γ + e E γ = 1+ E γ E e = E γ E γ E m c e γ 2 ( 1 cosϑ) 6

7 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 7

8 Interacção de raios γ com a materia Quando há dois processos: fotão dp = dp + dp = n( σ + σ ) dx foto Compton f c dx N fotões N( x) = N 0 e ( µ +µ ) x f c dx µ = µ f + µ c Designação frequente: τ para µ f σ para µ c 8

9 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 : = em que µ = f (Z) µ µ ρ 9

10 Attenuação em água Além de Z e ρ, µ é uma função da energia do fotão E 1000 cm 2 /g µ σ τ H 2 O Gamma ray energy, kev µ = τ + σ τ descreve atenuação por absorção fotoeléctrica σ descreve atenuação por dispersão de Compton 10

11 Imagem com radioisótopos: princípio A primeira utilização de um traçador radioactivo (radioactive tracer) para estudo do movimento dos elementos estáveis num sistema bilógico 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 que pode ser detectada pelos métodos químicos Fornece informação valiosa para diagnóstica, terapia e investigação médica, biológica e farmacéutica 13

12 Imagem com radioisótopos: princípio 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 14

13 Radioisótopos - requisitos 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 de ordem de 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 16

14 Tempo de vida Radioisótopos - requisitos 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. 17

15 Radioisótopos - requisitos Energia Suficientamente alta para que os fotões saissem do corpo do paciente com grande probabilidade, sem interagirem com este Não muito alta para facilitar a detecção Lembra-se: 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) 18

16 Radioisótopo mais utilizado 99m Tc 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 19

17 Radioisótopos mais utilizados 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 20

18 Radiofármacos - exemplos O O N O NH H 3 C O Tc O CH 3 S S Technetium ( 99m Tc) Bicisate Perfusão do cérebro 0 O O O OH O H 2 O Ga O H 2 O H 2 O O Gallium ( 67 Ga) Citrate HO HO O P P O O Tc O O OH O OH P OH O O P OH H 3 C H 3 C CH 3 H N O CH 3 O O O Tc O O O O O H 3 C CH 3 O N H H 3 C Technetium ( 99m Tc) Disofenin Fígado, hepatite CH 3-1 Na 131 I - tiróide Inflamação, infecções 131 I N H NH 2 NH Iobenguane sulfate ( 131 I) Neuroblastoma Technetium ( 99m Tc) Medronate Ossos, câncro da próstata 21

19 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) 22

20 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 armasenamento num gerador de tecnécio (em hospital): 3º passo injecção ao paciente e medição: 6 Tc h Tc 99m γ Gerador de tecnécio Na 99m TcO 4 23

21 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 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 em funcionamento ~3-5 mm Radioisótopos (cintigafia, SPECT, PET) (até ~1 mm em alguns sistemas avançadas de pequenas dimensões) 24

22 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 26

23 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) 27

24 Câmara gama 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 29

25 Câmara de Anger 7 fotomultiplicadores Guia de luz (plástico) Cristal cintilador NaI(Tl) 100 mm x 6 mm Colimador pinhole (chumbo) Objecto Hal O. Anger, Scintillation Camera - Review of Scientific Instruments, 1958, v.29, pp

26 Algoritmo de Anger de reconstrução de coordenadas A ideia: U 1 U 2 U i U N Sinais de fotomultiplicadores (amplituda de impulso, por exemplo) X N i= 1 = N i= 1 U x i U i i x 1 x 2 x i x N X x (também é conhecido como - método de centroid ou - centre-of-gravity method ) 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 31

27 Algoritmo de Anger em 2D X = N i i i i i= 1 i= 1, Y =, E = N N i= 1 x U U i N i= 1 y U U i N i= 1 U i Energia depositada no cristal Nota: o fotomultiplicador central (Nº7) não contribui para a reconstrução das coordenadas mas contribui para reconstrução da energia depositada no cristal 32

28 Algoritmo de Anger - 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

29 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 34

30 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) 35

31 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 36

32 Câmara de Anger detalhes do desenho fotomultiplicadores NaI(Tl) Janela de vidro Guia de luz 37

33 Câmara de Anger detalhes do desenho Protecção de chumbo fotomultiplicadores Guia de luz Janela de vidro NaI(Tl) Colimador 38

34 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 distância, 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 suficientamente espessas 40

35 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) 41

36 Collimador: eficiência e resolução Resolução Eficiência: Nº de fotões passantes Nº de fotões emitidos Fonte pontual Canais mais estreitos Melhor resolução Pior eficiência 42

37 Parallel hole collimator (III) Resolução le + b + c R d l e d b l e ( b l, c) coll >> l e Eficiência ε coll K 2 = l µ 2 d l e 2 espessura efectiva 2 d ( d + t) K = uma constante, (depende da forma dos orifícios) 2 e ε coll d l e 2 R d 2 col Melhor a resolução pior a eficiência t b c l a resolução é tanto melhor quanto mais perto for o objecto (b pequeno) eficiência típica ~ é o maior problema do Single Photon Imaging escolha do colimador - compromisso entre a resolução e a eficiência 43

38 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 44

39 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) (mais na apresentação de Fabiana Morais e André Morais ) 47

40 Espectro de amplitudes Absorção fotoeléctrica Compton Janela do discriminador (permite reduzir contagens das gamas que sofreram Compton no corpo) E = N i= 1 U i cristal cristal foto Compton corpo 48

41 Resolução em energia Energia depositada no cristal calcula-se somando 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 49

42 Medida instrumental : Resolução em posição (I) fonte δ (x) 1 imagem e 2 x m 2 2σ FWHM FWTM (x m x medido) x x m (medido) FWHM full width at half maximum FWTM full width at tenth of maximum para a distribuição gaussiana de x m FWHM 2.35σ as vezes (em física em especial) sob a resolução entende-se σ se a distribuição de x m não for gaussiana, o σ deixa de fazer sentido, mas os FWHM e FWTM continuam 50

43 Medida visual : Resolução em posição (II) x x = 3σ resolvidos x = 2.35σ x = 2σ não-resolvidos FWHM (=2.35s) é uma boa medida para a resolução 51

44 Resolução em posição (III) Controlo rápido (semanal, diário): 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 em colimador (para medir a resolução do sistema) e irradia-se de uma distância grande com uma fonte ontual de 99m Tc 52

45 Resolução intrínseca e do sistema Como o mesmo detector pode ser usado com vários colimadores diferentes, são definidos os parâmetros: intrínsecos i.e. só da câmara sem colimador do sistema (ou extrínsecos) do sistema inteiro com 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) 53

46 Idealmente, Uniformidade: medição 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) 54

47 Exemplo de não uniformidade 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: amplitude do sinal E depende da posição Espectro de energia N E Janela do discriminador N E medida = U i i= 1 E medida 55

48 Mascara 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 56

49 Câmara Gama: sinais E = N i= 1 U i - sinal de soma (energia) U i - sinais de cada fotomultiplicador X + x i U i X Sinais de posição X = N i= 1 x i U i X = X + + X E varia ligeiramente com x isto dá origem a não-uniformidade desvios da linearidade de X reconstruido em função do X verdadeiro dão origem à não-linearidade 57

50 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 58

51 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) ) 59

52 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)

53 Câmaras gama: Exemplos 62

54 Eu também quero 63

55 De 2-dimensões a 3D 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 65

56 SPECT A ideia é medir várias projecções e reconstruir a imagem em semelhança à CT. Uma diferênça substancial: a fonte de raios gama está dentro do objecto Realização: rodar uma ou várias câmaras gama No limite 67

57 Câmaras SPECT aaa bbb 69

58 Tipos de imagens com câmaras gama Imagens planos Estáticos Dinâmicos Sincronizados com ECG Do corpo inteiro (wholebody scanning) Imagens em 3D Imagens tomográficos Tomografia sincronizada com ECG Tomografia do corpo inteiro 71

59 Imagem estática: pulmões 72

60 Imagem dinâmica A evolução da concentração do radioisótopo num órgão em função do tempo A capacidade de funcionar às taxas altas é fundamental 73

61 Sincronizado com o ritmo cardíaco durante um cíclo são adquiridas várias imagens as imagens correspondentes à mesma fase do ciclo somam-se durante muitos ciclos 74

62 Corpo inteiro 75

63 Imagem tomográfica: por camadas 76

64 Imagem tomográfica: reconstrução em 3D aaa bbb 77

65 Parâmetros típicos das câmaras Anger espessura do cristal NaI(Tl) 1 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 10 a 30%) 79

66 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 cosθ = 1 E e E e = E γ E γ γ E ( 1 cosθ ) E e ( E E ) Mede-se a energia transferida ao electrão determina-se o ângulo da dispersão γ e m e c 2 detecção E e, x,y x,y reconstrução E e, x,y x,y θ Det.1 Det.2 82

67 Compton camera (em desenvolvimento) são usados dois detectores só os fotões que sofrem dispersão de Compton num dos detectores são detectados a reconstrução da posição da fonte emissor de fotões faz-se a partir do ângulo de dispersão este método elimina a necessidade de usar um colimador ver a apresentação de Maria Inês Contente e Sónia Ferreira para mais detalhes 84

68 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 q = E γ ( N + N ) e 2 e I( t) dt = = e h mais informações na apresentação de Ana Rosado W 87

69 Câmara CZT comercial 20cm x 20 cm IMARAD Evolução: 16 x 16 pixeis 92

70 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 93

71 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 94