Instrumentação em Imagiologia Médica

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 2013-2014 vitaly@fis.uc.pt

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

Imagiologia com Raios-X e com

Radioisótopos

Fonte externa

Fonte interna

A sua localização é

conhecida

É preciso localizar a

fonte

Sinal: atenuação no

corpo

Sinal: distribuição das

fontes no corpo

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 1920.

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.

A ideia:

Imagem com radioisótopos: a ideia

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

Imagem com radioisótopos: 3 passos

2D image 3D image γ γ Scintigraphy SPECT Detector γ 1. Injecção de uma substância marcada com

um isótopo radioactivo emissor de raios gama (também pode ser introduzido por inalação)

3. A distribução é medida com um ou vários detectores de raios gama 2. A substância é absorvida pelo organismo e distribui-se no corpo consoante a sua função fisiológica

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

γγγγ

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

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

Radioactividade –

α

,

β

e

γ

É um processo nuclear

Decaimento αααα (emissão do núcleo de átomo de hélio)

Decaimento β β β β (emissão de um electrão ou positrão)

Decaimento γ (γ (γ (γ (de-excitação do núcleo com emissão de um fotão)

He

Np

Am

237_{93 2}4 241 95

→

+

partícula α

γ

+

→

Tc

Tc

m 99 43 99 43

ν

+

+

→

+

e

O

F

18₈ 18 9

(

→

+

+

ν

)

+

e

n

p

ν

~

90 39 90 38

→

+

+

−

e

Y

Sr

(

n

→

p

+

e

−

+

ν

)

β

-Ex: Ex: Ex:

α

β

γ

β

+

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

x N₀ N(x) x N(x) R _x N₀ N(x) x N(x) N₀ N₀ 0 0 x

e

N

t

N

(

)

=

₀ −µ

Idealmente, devia ser comparável com o tempo necessário para o exame, i.e. ~10 min a ~1 hora

Radioisótopos – requisitos (2)

Tempo de vida

t injecção medição d e c a im e n to s /s (a) (b) (c)

(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

Eliminação fisiológica tempo de vida de uma substância no organismo pode ser mais curto do que T_1/2: 2 1

2

)

(

t

N

₀

e

t

N

₀ t T

N

=

−λ

=

− . 2 1 . 1 1 1 fisiol eff fisiol eff T T T = + ⇒ ⇒ + =

λ

λ

λ

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

Radioisótopos – requisitos (3)

Energia

detector

corpo

BOM acontecimento é apenas este

x

e

N

x

N

(

)

=

₀ −µ Z

ρ

µ(Z,

ρ

)

“Boas” energias:

entre ~80 keV e ~300 keV

(em PET – 511 keV)

99m

_{Tc – o radioisótopo mais utilizado}

γ

+

→



Tc

Tc

h

m

99

43

6

99

43

Níveis de energia do núcleo

99

_{Tc (tecnécio)}

2 / 1

/

0

/

0

2

)

(

t

N

e

t

N

t

T

N

=

−

τ

=

−

“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)

Outros radioisótopos utilizados em SPECT

364, 627 keV 8 d 131_I 81 keV 5.3 d 133_Xe 171, 245 keV 2.83 d 111m_In 93, 185, 300 keV 78.3 h 67_Ga

71 & 80 keV – RX Hg, 135, 167 keV, 73 h 201_Tl 159, 529 keV 13.2 h 123_I 140 keV 6.0 h 99m_Tc Energia T_1/2 Isótopo

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}

Radiofármacos - exemplos

Tc N S S NH O O CH₃ O O C H₃ O 0 Technetium (99m_{Tc) Bicisate} Tc O O O O N H O CH₃ C H₃ O H₃C _CH 3 O O O N H O CH₃ C H₃ CH₃ C H₃ -1 Technetium (99m_{Tc) Disofenin} Fígado, hepatite Technetium (99m_{Tc) Medronate} O Tc OH OH O O O P P O O H O O H P P O OH O OH

Ossos, câncro da próstata

O Ga H₂O O H₂O O H₂O O O OH O

Gallium (67_{Ga) Citrate}

Inflamação, infecções N H NH I 131 NH₂ Iobenguane sulfate(131_I) Neuroblastoma Na131_{I - tiróide} Perfusão do cérebro

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

Radioisótopos - origem

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

Produção do

99m

Tc

1º passo – num reactor nuclear:

ν

~

99 43 8 . 2 99 42



 →



+

+

−

e

Tc

Mo

d m

γ

+

→



Tc

Tc

h m 99 43 6 99 43

...

99 42 98 42



→

+

+

+

+

Mo

Mo

γ

γ

n

Isótopo estável (abundância natural 24%)

2º passo – armazenamento num “gerador de tecnécio”

(em hospital):

3º passo – injecção ao paciente e medição:

Gerador de tecnécio

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

e

X

X

→

+

+

+

γ

Interacção de raios

γ

com a materia

Disperção de Compton

Absorção fotoeléctrica

B

E

E

_e

=

_γ

−

B – energia de ligação do electrão no átomo (depende da camada electrónica)

e

e

→

′

+

+

γ

γ

(

ϑ

)

γ γ γ

cos

1

1

+

2

−

=

′

c

m

E

E

E

e γ γ

E

E

E

_e

=

−

′

e

E

γ

E

γ

E

′

ϑ

dx

n

dP

=

σ

⋅

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

)

:

(n – número de átomos por cm3₎

dx

n

N

dP

N

dN

=

−

=

−

σ

dx

n

N

dN

σ

−

=

fotão

dx

N fotões

dx

Variação do número de fotões no feixe:

x n

e

N

x

N

(

)

=

₀ − σ

n

σ

frequentamente designa-se por

µ

– coefficiente linear de atenuação (cm-1₎

x

e

N

x

dx

n

dP

dP

dP

=

_foto

+

_Compton

=

(

σ

_f

+

σ

_c

)

⋅

Interacção de raios

γ

com a materia

Quando há dois processos:

Designação frequente:

τ

– para

µ

_f

σ

– para

µ

_c fotão

dx

N fotões

dx

x c f

e

N

x

N

(

)

=

₀ −(µ +µ ) c f

µ

µ

µ

=

+

c f

σ

σ

σ

=

+

(i.e. ) (i.e. )

Interacção de raios

γ

com a materia

x

e

N

x

N

(

)

=

₀ −µ 0

N

x

µ

– coeficiente linear de atenuação (cm-1₎

µ

é uma função de:

1) número atómico do elemento Z, 2) densidade do meio,

ρρρρ

Z

ρ

µ(Z,

ρ

)

Para desacoplar a dependência da densidade,

µ

é frequentamente expresso em unidades de cm2_{/g e designado por}

_µ´

_{(coeficiente de atenuação mássico):}

ρ

µ

Attenuação em água

µ

é uma função da energia do fotão E (de Z e

ρρρρ

, também)

0.01 0.1 1 10 100 1000 1 10 100 1000

Gamma ray energy, keV

c m 2 /g

µ´

σ

´

τ

´

σ

τ

µ

′

=

′

+

′

τ

´

– descreve atenuação por absorção fotoeléctrica

σ

´

_{– descreve atenuação por dispersão}

de Compton H₂O

Os raios γ de energias ~100 – 300 keV interagem com o corpo humano principalmente por efeito de Compton

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

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

Primeiros scanners

Linear scanner

(obsoleto)

Uma posição do detector

contagens N(x

)

Imagem em 2D - scintigrama

Atenuação da luz no cristal λ λ / ) ( 0 2 / 0 1 ) ( ) ( x L x e A x A e A x A − − − = =

Partilha da luz entre os

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

Câmara gama (Anger camera)

Cristal cintilador Guia da luz Fotomultiplicadores Colimador Objecto Acontecimentos “bons” Acontecimentos “maus” absorção no objecto scattered absorção no colimador penetração através do colimador

Localização – através da partilha da luz entre os fotomultiplicadores

Hal O. Anger, Scintillation Camera - Review of Scientific Instruments, 1958, v.29, pp. 27-33

A p’rimeira 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

Algoritmo de Anger

de reconstrução de coordenadas

U_i – sinais de fotomultiplicadores (amplituda de impulso, por exemplo)

A ideia:

x

x₁ x₂ x_i x_N

U₁ U₂ U_i U_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)

∑

∑

= =

=

_N i i N i i i

U

x

U

X

1 1

(também é conhecido como - método de centroid ou - centre-of-gravity method )

x

_i – coordenada do PM_i

N

– número de PMs

∑

∑

∑

∑

∑

= = = = =

₌

₌

=

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

1 1 1 1 1

_,

_,

Algoritmo de Anger em 2D

H.O. Anger, Scintillation Camera – Rev. Sci. Instr., 1958, v.29, pp.27-33

Algoritmo de Anger – a realização

− + − +

−

=

−

=

Y

Y

Y

X

X

X

A corrente do cada fotomultiplicador (U_i) é dividida entre 4 saídas (X+_{, X}-_{, Y}+ _{e 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

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

Tem um papel fundamental para reconstrução de coordenadas – distribuir a luz emitida numa cintilação entre vários fotomultiplicadores

Câmara de Anger – Guia de luz

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)

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

Câmara de Anger – fotomultiplicadores

fotomultiplicadores vaselina para melhor contacto óptico Guia da luz Cristal cintilador

Câmara de Anger – detalhes do desenho

fotomultiplicadores

Guia de luz Janela de vidro

Câmara de Anger – detalhes do desenho

fotomultiplicadores Guia de luz Janela de vidro NaI(Tl) Colimador Protecção de chumbo

funçao – projectar a imagem do objecto (em raios gama) ao detector

Câmara de Anger – colimadores

Tipos de colimadores

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

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/cm2 _{(General-purpose}

low-energy collimator – para E_γ<150 keV)

Parallel hole collimator

t

d

b d l c t (septa) (abertura)

Collimador: eficiência vs resolução

Eficiência = Resolução

Nº de fotões passantes Nº de fotões emitidos

Canais mais estreitos

Melhor resolução

Pior eficiência

Fonte pontual

escolha do colimador – é um compromisso entre a resolução e a eficiência

eficiência típica ~10-5 _{- é o maior problema do Single Photon Imaging}

a resolução é tanto melhor quanto mais perto for o objecto (b pequeno)

eficiência típica ~10-5 _{- é o maior problema do Single Photon Imaging}

escolha do colimador - compromisso entre a resolução e a eficiência

Parallel hole collimator (III)

)

,

(

b

l

c

l

d

b

l

c

b

l

d

R

_e e e e coll

≈

>>

+

+

≈

2 2 col e coll

R

l

d

∝













∝

ε

orifícios) dos forma da depende ( constante, uma 28 . 0 24 . 0 − − = K b d l c t efectiva espessura 2 − − =

µ

l l_e 2 2 2 2 ) (d t d l d K e coll +       ≈

ε

Resolução Eficiência

a grande desvantagem – ângulo sólido (eficiência geométrica) muito pequeno apenas uma pequena fracção de fotões gama emitidos pelo objecto participam na formação da imagem

Pinhole collimator

f

b

f

d

R

_coll

≈

_e

+

atenuação de e coeficient efectiva, abertura 2 tan 2 onde µ α µ  −     + = d d d_e 2 3

16

cos

b

d

_e coll

θ

ε

≈

b f d θ α Resolução espacial Eficiência (geometrica) tendências opostas: Resolução _ eficiência:

Utilização do colimador pinhole

resolução em posição resolução em energia eficiência/sensibilidade uniformidade

linearidade

taxa de contagem máxima

Performance das câmaras gama

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)

Parâmetros importantes

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

se a distribuição de

x

_m não for gaussiana, o σ deixa de fazer sentido,

mas os FWHM e FWTM continuam

Resolução em posição (I)

)

(x

δ

2 2 2 ) ( σ m m x x

e

− − FWHM FWTM 1 0.5 0.1 fonte imagem

Medida “instrumental”:

x

_m (medido)

x

(x_m é x medido)

FWHM (=2.35σ) é uma boa medida para a resolução

Resolução em posição (II)

∆x = 2.35σ ∆x = 2σ

∆x

resolvidos não-resolvidos

Medida “visual”:

Resolução em posição (III)

Controlo rápido (semanal, diário): bar-phantom resolution =

a

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 ≈≈≈≈ 1.7

a

(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

Bar

Phantom

parâmetros intrínsecos – i.e. só da câmara sem colimador

parâmetros do sistema (ou extrínsecos) – do sistema inteiro com o colimador

Resolução intrínseca e do sistema

Como o mesmo detector pode ser usado com vários colimadores diferentes, definam-se: 2 2 c i s

R

R

R

=

+

Resolução em posição do sistema:

R

_i – resolução intrínseca do detector,

R

_c – resolução do colimador (depende das dimensões desse mas também da distância entre o colimador e objecto)

Espectro de energia

∑

=

=

N i i

U

E

1 Absorção fotoeléctrica Compton Janela do discriminador

(permite reduzir contagens das gamas dispersos pelo corpo do paciente por efeito de Compton)

cristal

foto Compton

cristal

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

Resolução em energia

∑

= = N i i U E 1

Energia depositada no cristal calcula-se somando as

amplitudes de sinais de todos

os fotomultiplicadores

(

)

        ₋ − ₂ 2 0 2 exp 2 1 σ σ π E E

O pico descreve-se com a função de Gauss

σ

35

.

2

≈

FWHM

E ∆ = 0 E medição

a origem está no algoritmo da reconstrução das coordenadas uma vez conhecida, pode ser corrigida

Linearidade

Resposta linear: X_measured = k ∗ X_true x_medido x_verdadeiro xverdadeiro x_medido

∑

= = N i i iU x X 1

Resposta não linear: X_measured ≠ k ∗ X_true Máscara de chumbo

Uniformidade: medição

Uma fonte líquida uniforme de 57_{Co (122 keV, T}

1/2=270 d)

Flood source 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)

Fonte pontual de 99m_{Tc (140 keV, T}

Não uniformidade – a origem

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

Exemplo de não uniformidade

Origem: a amplitude do sinal E depende da posição

Janela do discriminador N

E

∆

E

∑

=

=

N i i medida

U

E

1 Espectro de energia

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

Câmara Gama: os sinais

- sinais de cada fotomultiplicador em função do x

- sinal de soma (energia) em função do x

∑

= = N i i U E 1

∑

= = N i i iU x X 1 i U Sinais de posição (em função do x) + X − X − + ₊ = X X X i iU x

x

Taxa de contagem máxima

detector ideal

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

τ

t

e

−

Taxa de contagem máxima

Exemplo - câmara gama ADAC Genesys

Journal of Nuclear Medicine Technology Vol. 28 (2002) 252-256

Valores típicos para as câmaras de Anger – até 100 - 200 kcps (kilo counts per second) Algumas câmaras especiais com compensação do pile-up conseguem até R_max~106 _cps

(por exemplo, Journal of Nuclear Medicine Vol. 42 No. 4 (2001) 624-632)

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

Taxa de contagem máxima

Efeito de pile-up na imagem

Efeito de pile-up no espectro do 99m_Tc

4 fontes pontuais,

baixa taxa de contagem (não há pile-up)

pile-up de 2 impulsos pile-up de 3 impulsos

A₁

2A₁

Câmaras gama: as primeiras câmaras

Hal O. Anger

A câmara

Câmaras gama: Exemplos

Duas câmaras para imagens cardíacas

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%)

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

SPECT

–

S

ingle

P

hoton

E

mission

C

omputer

T

omography

De 2 a 3 dimensões

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

A ideia é medir várias projecções e reconstruir a imagem a partir delas

(semelhantemente à CT)

SPECT

Realização: rodar uma ou várias câmaras gama

No limite

(difícil de realizar por causa do colimador) configuração

aaa bbb

GE Healthcare Infinia

http://www3.gehealthcare.com/en/Products/Categories/Nuclear_Medicine/General_Purpose_Cameras/Infinia

Imagiologia do corpo inteiro (em 2D)

http://www3.gehealthcare.com/en/Products/Categories/Nuclear_Medicine/General_Purpose_Cameras/Infinia

GE Infinia Hawkeye 4 SPECT/CT scanner

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

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

Imagem dinâmica

A capacidade de funcionar às taxas altas é fundamental

A evolução da concentração do radioisótopo num órgão em

durante um cíclo são adquiridas várias imagens

as imagens correspondentes à mesma fase do ciclo somam-se durante muitos ciclos

Corpo inteiro

Screening: a eficiência e rapidéz

são mais importantes do que a resolução

90

aaa bbb

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

Compton camera

γ

p

γ

p

′

e

p

e

(

θ

)

γ γ γ

cos

1

1

+

₂

−

=

′

c

m

E

E

E

e e

E

γ

E

γ

E

′

e

E

E

E

_γ

=

_γ

′

+

θ

Mede-se a energia transferida ao electrão determina-se o ângulo da dispersão

Det.1 Det.2 E_e, x,y x,y detecção E_e, x,y x,y

θ

reconstrução

(

)

2

1

cos

m

c

E

E

E

E

e e e

+

′

′

−

=

γ γ

θ

97 o colimador não é preciso ganha-se logo um factor de ~104_-105 _{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

Compton camera (em desenvolvimento)

E_e, x,y

x,y

θ

101 um semicondutor em vez do cristal cintilador

sitema pixelizado e modular em vez do monocristal sinal – impulso da corrente resultante da ionização

Câmara CZT - CdZnTe

g CZT TFT

(

)

e

W

E

e

N

N

dt

t

I

q

=

∫

(

)

=

_e

+

_h

=

2

γ 2.5 mm x 2.5 mm x 5 mm (já existe 1.6 mm x 1.6 mm x 5 mm) CZT e h Leitura em 2D Resolução em posição = tamanho do pixel

CZT é um semicondutor

sinal – impulso da corrente resultante da ionização

Câmara CZT - CdZnTe

g CZT TFT e h

(

)

e

W

E

e

N

N

dt

t

I

q

=

∫

(

)

=

_e

+

_h

=

2

γ 4% 2.5 mm x 2.5 mm x 5 mm (já existe 1.6 mm x 1.6 mm x 5 mm)

105

Câmara CZT comercial

Evolução: 20cm x 20 cm 16 x 16 pixeis IMARAD

106 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 vs câmara de Anger com NaI(Tl)

CZT NaI(Tl) Anger camera

107

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

Imagem combinada: CZT + CT

GAMMA MEDICA-IDEAS CZT 140 keV 159 keV 71 keV, 80 keV

GE Discovery NM750b (2013)

CZT mammography system

Para concluir: radioisótopos versus Raios-X

Estraga a imagem É o que produz o sinal

Papel da atenuação

(i.e. interacção com o corpo)

Distribuição dos isótopos radioactivos no corpo

Atenuação da radiação nos tecidos, i.e.

ρρρρ

, Z

O que mostra a magem

Anomalias funcionais

Anomalias morfológicas

Poder diagnóstico

Decaimento dos núcleos Bremsstrahlung,

fluorescência Origem da radiação

~3-5 mm

(até ~1 mm em alguns sistemas avançadas de pequenas dimensões)

~0.3 mm Resolução espacial 80 keV a 511 keV 80 keV a 140 keV Energias Interna Externa Fonte Radioisótopos

(cintigafia, SPECT, PET) Raios-X