Medicina Nuclear PET e SPECT: Princípios e Aplicações Profs. Emery Lins Curso de Eng. Bioemédica CECS, Universidade Federal do ABC
SPECT tomografia computadorizada por emissão de fóton único
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.
Aspectos gerais
Corte Transversal - SPECT
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
Radiofármacos
Gerador de Tecnécio 99m:
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;
Fotomultiplicadores Cristais Colimador Raios gama
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);
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;
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.
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.
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.
Myocardial perfusion SPECT FBP Flash 3D 2D Iterative
Bone SPECT comparison FBP Flash 3D 2D - OSEM e.cam 3/8 Hx: 36-year-old female. Indication staging for osteosarcoma
Imagem SPECT
PET/CT Tomografia por emissão de pósitron/tomografia computadorizada
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.
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.
Câmara de cintilação na parte frontal, acomoda um tomógrafo computadorizado (CT) na parte traseira, acopla o PET.
Detectores PET é constituído por 18.400 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.
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).
Gerando imagens tridimensionais. Imagem 3D do corpo inteiro obtida através do exame PET
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.
É necessário um cíclotron para produzir continuamente o Flúor-18, que possui uma meia vida de 2h.
PET no Brasil No Brasil funcionam cíclotrons: Comissão Nacional de Energia Nuclear ( no IPEN-SP); Instituto de Engenharia Nuclear (IEN-RJ).
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
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.
PET Cardíaco Cintilografia Perfusão Repouso/Estresse; Ventriculografia Radionuclídica de Equilíbrio; Pesquisa de necrose miocárdica recente; Pesquisa de miocardite; Estudo de inervação miocárdica.
Cintilografia de Perfusão Repouso/Estresse
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
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
Overview ENERGY SIGNAL POSITION SIGNALS PULSE HEIGHT ANALYZER....... X Y Z NaI(Tl) Crystal PMT ARRAY COLLIMATOR Image Display
Scintillation camera components Computer(s) Acquisition Processing Patient Table Pallet Accessories Acquisition & processing Physicians viewing
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
Nal(TI) Crystal Advantages 85% sensitivity @ 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
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 28 60 40 x 55 cm 55 120
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
PULSE HEIGHT ANALYZER ENERGY SIGNAL POSITION SIGNALS....... Y X Z X 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 NaI(Tl) Crystal COLLIMATOR PMT ARRAY Y 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 1 Image Display
Collimation Purpose: To project gamma ray distribution onto the detector Basic design Distance performance Spatial resolution vs. count sensitivity
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.
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 FWHM @ 10 cm Requires long holes with small diameters Distance dependent
Spatial resolution Dependence on source to collimator distance 5 cm 10 cm 15 cm 20 cm 25 cm 30 cm
Energy correction Before energy correction After energy correction Corrects for the difference in energy responses within and between PMTs Digitize local spectra (e.g. @ 64 x 64 locations) Set local photopeak windows Event must fall within local window
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
Linearity correction Before correction After correction Correcting the mispositioning of events (spatial linearity) has a profound effect on field uniformity.
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.
Scintillation camera performance specifications Field uniformity (2% -4%) Intrinsic spatial resolution (3.5-5.5 mm) System spatial resolution at 10 cm (8-12 mm) Energy resolution (9-10%) Multi-energy window spatial registration (< 2 mm)