Medicina Nuclear. PET e SPECT: Princípios e Aplicações

Medicina Nuclear

PET e SPECT: Princípios e

Aplicações

Profs. Emery Lins

SPECT – tomografia computadorizada por

emissão de fóton único

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.

Definições e histórico

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.

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

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.

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;

Colimador

Fotomultiplicadores

Cristais

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);

(normalmente a cada 3-6 graus);

• Tempo total exame entre 15 a 20 minutos.

• Máquinas mais modernas,possuem mais de uma cabeça, captam maior área de radiação simultaneamente;

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;

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

Bone SPECT comparison

FBP Flash 3D 2D - OSEM

e.cam 3/8”

PET/CT – Tomografia por emissão de

pósitron/Tomografia

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.

Definições e histórico

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;

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;

• 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

O computador reconstrói

os locais de emissão de

pósitrons a partir das

energias e direções de

cada par de raios gamas

;

Gerando imagens

Gerando imagens tridimensionais.

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;

• Oxigênio-15 – Utilizado nos estudos do cérebro;

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.

Aplicações do exame PET

• PET oncológico – detecta células com alto

consumo de glicose;

• PET do cérebro – avalia perfusão sanguínea e

• PET do cérebro – avalia perfusão sanguínea e

atividade de diferentes regiões do cérebro;

• PET cardíaco – usadas para detectar áreas

PET Cardíaco

• Cintilografia Perfusão Repouso/Estresse;

• Ventriculografia Radionuclídica de Equilíbrio;

• Pesquisa de necrose miocárdica recente;

• Pesquisa de necrose miocárdica recente;

• Pesquisa de miocardite;

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

Scintillation camera components

• Detector

NaI(Tl) crystal

Photomultiplier tube (PMT) array

Collimator

Low energy

Medium energy
Photomultiplier tube (PMT) array

Analog-to-digital converters (ADCs)

High energy

Axial shields (coincidence

imaging)

Overview

Scintillation camera components

Acquisition & processing

Nal(TI) Scintillator

Sensitive material for

gamma ray detection

Large rectangular (40

x 50 cm), thin (9.5

mm) crystal*

Converts gamma ray

Nal(TI) Crystal

• Advantages

85% sensitivity @ 140 keV

Moderate energy resolution

Disadvantages

Hygroscopic (requires hermetic

seal)

Limiting component in count rate
Moderate energy resolution

• (9-10% @ 140 keV)

Moderate cost

Limiting component in count rate

performance (200 nSec scintillation decay time)

PMT array

PMT Cross Sections PMTs are arranged in a close-packed

array to cover the crystal surface Side View Circular FOV 3" PMTs 2" PMTs 30 x 40 cm 28 60 40 x 55 cm 55 120 Hexangonal Square

Analog position electronics

POSITION SIGNALS ENERGY

SIGNAL

PULSE HEIGHT ANALYZER

X Y Z . . . . . . . X Image Display COLLIMATOR NaI(Tl) Crystal PMT ARRAY 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 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 0 1 Y

Collimation

Purpose: To project gamma ray distribution

onto the detector

Basic design

Basic design

Distance performance

Collimator design

25 mm

Collimators are fabricated from lead. Image forming aperture of the scintillation camera.

Limiting component in spatial resolution & count sensitivity.

1.2 mm

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

Spatial resolution

Dependence on source to collimator

distance

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’

Image a known rectangular hole pattern
Calculate x & y correction offsets

Interpolate values over entire field

Linearity correction

Correcting the mispositioning of events (spatial linearity) has a profound effect on field uniformity.

Uniformity correction

After energy and linearity corrections are performed, residual non-uniformities 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%)

Energy resolution (9-10%)

Multi-energy window spatial registration (< 2