SOLANGE AMORIM NOGUEIRA

(1)

ESTUDO COMPARATIVO DOS MODOS DE AQUISIÇÃO DE IMAGEM

DE PET EM EQUIPAMENTOS COM CRISTAIS BGO: VALIDAÇÃO DE

UM PROTOCOLO PARA REDUZIR A DOSE DE RADIAÇÃO

Tese apresentada à Universidade Federal de

São Paulo – Escola Paulista de Medicina, para

obtenção do título de Mestre em Ciências.

Orientador: Prof. Dr. Henrique M. Lederman

Co-orientador: Renato Dimenstein

SÃO PAULO

2008

(2)

Nogueira, Solange Amorim

Estudo comparativo dos modos de aquisição de imagem de PET em equipamento com cristais de BGO: validação de um protocolo para reduzir a dose de radiação / Solange Amorim Nogueira. -- São Paulo, 2008.

xiii, 53f.

Tese (Mestrado) – Universidade Federal de São Paulo. Escola Paulista de Medicina. Programa de Pós-graduação em Radiologia e Ciências Radiológicas.

Título em inglês: Comparative study of the quality of image in the acquisition modes 2D and three-dimensional 3D: strategy to reduce dose of radiation managed to the patient in equipment with BGO crystals.

1. PET/CT. 2. Qualidade da imagem. 3.Protocolo NEMA. 4. Imagens de simuladores.

(3)

iii

UNIVERSIDADE FEDERAL DE SÃO PAULO

ESCOLA PAULISTA DE MEDICINA

DEPARTAMENTO DE DIAGNÓSTICO POR IMAGEM

Chefe do Departamento: Prof. Dr. Sergio Ajzen

Coordenador da Pós-graduação: Prof. Dr. Giuseppe D’Ippolito

(4)

iv

Aos meus pais, Ademil e Aida, por nortearem minha vida com perseverança.

Ao meu marido Cláudio e à minha filha Renata pelo apoio, incentivo, paciência e cumplicidade, imprescindíveis para a superação de obstáculos.

(5)

v

Agradecimentos

Ao Prof. Dr. Henrique M. Lederman pela orientação, atenção, dedicação e incentivo nas horas mais difíceis.

Ao Físico Renato Dimenstein, pelo inestimável auxílio e orientação em todos os passos da realização deste trabalho.

Ao Dr. Marcelo Buarque de Gusmão Funari, coordenador do Departamento de Imagem do Hospital Israelita Albert Einstein pelo incentivo e apoio ao desenvolvimento deste trabalho.

Ao Dr. Jairo Wagner, Dra. Lílian Y. Yamaga e Dr. Marcelo Livorsi da Cunha pelo auxílio na análise de todas as imagens, pelo carinho dispensado no desenvolvimento deste trabalho e também pelas alterações sugeridas, sempre muito pertinentes.

Ao chefe do Departamento de Diagnóstico por Imagem da EPM-UNIFESP, Prof. Dr. Sérgio Ajzen e ao coordenador da Pós-graduação do Departamento de Diagnóstico por Imagem da EPM-UNIFESP, Prof. Dr. Giuseppe D’Ippolito, que com empenho e compromisso exercem suas funções.

Aos médicos, biomédicos, enfermeiros, técnicos de enfermagem e técnicos administrativos da medicina nuclear, amigos cujo auxílio e incentivo foram imprescindíveis para a realização deste trabalho.

(6)

vi Sumário Dedicatória ... iv Agradecimentos ... v Listas ... vii Resumo ... xiii 1 INTRODUÇÃO ... 1 1.1 Objetivo ... 3 2 REVISÃO DA LITERATURA ... 4

2.1. Bases físicas e considerações técnicas ... 4

2.2. Sistema de detecção ... 8

2.3. Aquisição das imagens ... 11

3 Material e método ... 14

3.1 Equipamento Discovery ST ... 14

3.2. Padrão internacional para a avaliação do desempenho dos equipamentos ... 14

3.3. Desenho do estudo ... 16

3.4. Aquisição e processamento de imagens ... 19

4 RESULTADOS ... 23 4.1. Análise quantitativa ... 23 4.2. Análise da concordância ... 29 4.3. Análise qualitativa ... 32 5 DISCUSSÃO ... 35 6 CONCLUSÃO ... 40 7 ANEXOS ... 41 8 REFERÊNCIAS ... 51 Abstract Bibliografia Consultada

(7)

vii

Lista de figuras

Figura 1 Aniquilação do pósitron ... 4

Figura 2 Formação das linhas de resposta ... 6

Figura 3 Correção de atenuação ... 7

Figura 4 Representação do protótipo original ... 8

Figura 5 Representação esquemática dos modos de aquisição 2D e 3D ... 13

Figura 6 Imagens do phantom NEMA/IEC 2000 da Biodex ... 17

Figura 7 Posicionamento do phantom no equipamento ... 19

Figura 8 Padrão da imagem adquirida e resultado do teste de qualidade de imagem ... 22

Figura 9 Distribuição dos perfis individuais do contraste da menor esfera “quente” (1cm), segundo o modo de aquisição... 24

Figura 10 Contraste da menor esfera “quente” (1cm), segundo o modo de aquisição ... 24

Figura 11 Distribuição dos perfis individuais do contraste da menor esfera “fria” (2,8cm), segundo o modo de aquisição ... 25

Figura 12 Contraste da menor esfera “fria” (2,8cm), segundo o modo de aquisição . 25

Figura 13 Distribuição dos perfis individuais da percentagem de erro residual no pulmão, segundo o modo de aquisição ... 26

Figura 14 Percentagem de erro residual no pulmão, segundo o modo de aquisição 26 Figura 15 Distribuição dos perfis individuais da percentagem de eventos randômicos, segundo o modo de aquisição ... 27

Figura 16 Percentagem de eventos randômicos, segundo o modo de aquisição ... 27

Figura 17 Percentagem de concordância entre os observadores para cada modo de aquisição ... 29

(8)

viii

Figura 19 Distribuição da freqüência dos escores em percentagem para cada

(9)

ix

Lista de quadros e tabelas

Quadro 1 Principais emissores de pósitrons e suas características ... 5

Quadro 2 Comparação das propriedades físicas dos cristais de cintilação utilizados na PET ... 9

Quadro 3 Características físicas dos diferentes equipamentos de PET – Componentes do CT ... 10

Quadro 4 Características físicas dos diferentes equipamentos de PET – Componentes do PET ... 11

Quadro 5 Características do Equipamento Discovery ST ... 15

Quadro 6 Atividades utilizadas nos componentes do phantom ... 17

Quadro 7 Interpretação do kappa segundo Landis ... 18

Tabela 1 Medidas-resumo do contraste da menor esfera “quente” (1cm), contraste da menor esfera “fria” (2,8cm), percentagens do erro residual no pulmão e percentagem de eventos randômicos, segundo o modo de aquisição ... 23

Tabela 2 Resultados inferenciais, segundo o contraste da menor esfera “quente” (1cm) ... 28

Tabela 3 Resultados inferenciais, segundo a percentagem do erro residual no pulmão ... 28

Tabela 4 Resultados inferenciais, segundo a percentagem de eventos randômicos ... 29

Tabela 5 Distribuição da visualização das esferas, segundo o observador no modo de aquisição 2D-4min ... 30

(10)

x

Tabela 8 Estimativas pontuais e intervalares* dos coeficientes de concordância

kappa generalizados ... 31

Tabela 9 Distribuição dos resultados do consenso segundo o modo de aquisição .. 33

Tabela 10 Distribuição da visualização das esferas demonstrando a correlação

(11)

xi

Lista de abreviaturas e símbolos

% percentagem

11

C carbono radioativo emissor de pósitron

137

Cs césio radioativo

13

N nitrogênio radioativo emissor de pósitron

15

O oxigênio radioativo emissor de pósitron

18

F flúor radioativo emissor de pósitron

2D modo de aquisição bidimensional

2D-4min aquisição em 2d com 4 minutos por fov

3D modo de aquisição tridimensional

68

Ga gálio radioativo emissor de pósitron

68

Ge germânio radioativo emissor de pósitron

82

Rb rubídio radioativo emissor de pósitron

aB concentração da atividade no bgd

aEq concentração da atividade na esfera “quente”

BGO germanato de bismuto

bgd radiação de fundo

CB contagem na área correspondente ao bgd

CB média de contagem nas doze áreas de 3,7 cm desenhadas na região

do bgd

CB média de contagem nas áreas correspondentes ao bgd

CEF contagem na área correspondente à esfera “fria”

(12)

xii

cm centímetro

CP média de contagem na região correspondente ao pulmão

CT tomografia computadorizada

Dpc desvio-padrão

D-ST Discovery ST

FDG-18F fluordeoxiglicose marcada com flúor radioativo

FORE fourier rebining

FOV campo de visão

GEMS General Electric Medical Systems

GSO silicato de gadolínio

IMC índice de massa corpórea

 kappa

kg quilograma

kBq quilobequerel

keV quiloeletronvolt

kV quilovoltagem

LOR linha de resposta

LSO oxiortosilicato de lutécio

LYSO oxiortosilicato de lutécio e ítrio

mA miliampere

Máx valor máximo

MBq megabequerel

MeV megaeletronvolt

MHU unidade de mega aquecimento

Min valor mínimo

(13)

xiii

mm milimetro

mm3 milimetro cúbico

NaI(Tl) iodeto de sódio com impureza de tálio

NEC noise equivalent count

NEMA NationalEeletrical Manufectures Assotiation

ns nanosegundo

NU 2-2001 NEMA versão 2001

OSEM ordered subset expectation maximization

p grau de significância

PET tomografia por emissão de pósitron

PET/CT tomografia por emissão de pósitron acoplada a um tomógrafo

convencional

QEF percentagem de contraste de cada esfera “fria”

QEq percentagem do contraste de cada esfera

rps rotações por segundo

s segundo

SPECT tomografia por emissão de fóton único

SPSS statistical package for social sciences

UFC cerâmica ultra-rápida

(14)

xiv Resumo

Objetivo: validar um protocolo de aquisição em 3D na tomografia por emissão de

pósitron (PET), em substituição ao modo 2D, com a finalidade de reduzir a atividade de radiação administrada aos pacientes, sem perda de qualidade da imagem. Materiais e

métodos: foram realizadas 27 simulações em equipamento de PET, nos modos 2D e

3D. Adotou-se o phantom do protocolo da National Electrical Manufacturers Association (NEMA), para determinação da qualidade de imagem. As simulações foram avaliadas por métodos quantitativos e qualitativos. Esse simulador consiste em um recipiente em forma de tórax contendo um cilindro central, que representa o pulmão, rodeado por seis esferas de tamanhos diferentes. O simulador e as três esferas menores são preenchidos com diferentes concentrações de uma solução radioativa para obter imagens “quentes” e “frias”. Fizeram-se vinte e sete simulações com aquisições em 2D por quatro minutos, 3D por quatro minutos e 3D por três minutos. As simulações foram avaliadas por métodos quantitativos e qualitativos. A quantificação compreendeu o cálculo da percentagem de contraste, a percentagem média do erro residual do pulmão e a percentagem de eventos randômicos para cada modo de aquisição. A análise qualitativa das imagens obtidas respectivamente nos modos 2D-4minutos, 3D-2min e 3D-4min foi efetuada por três médicos nucleares com experiência em exames de PET. Cada observador atribuiu a pontuação 1 quando alguma esfera do phantom não tinha sido identificada ou 2, para todas as esferas visíveis. Resultados: o contraste médio

da menor esfera “fria” (2,8cm) foi estatisticamente o mesmo nos diferentes modos de

aquisição (p=0,214). O contraste da menor esfera “quente” (1cm) (p=0,014) teve

melhor resultado para o 2D-4min, o erro residual no pulmão (p<0,001) com melhor resultado para o 3D-4min e a percentagem dos eventos randômicos (p<0,001) com melhor resultado para o 2D-4min. A análise qualitativa demonstrou que a freqüência com que todas as esferas foram visíveis e a percentagem de concordância entre os observadores foi maior para 3D-4min (85,0% e 88,9% respectivamente). O kappa generalizado dos escores de cada simulação demonstrou uma correlação moderada entre os três protocolos de aquisição (0,444 [0,227;0,662]). Conclusão: o protocolo 3D-4min pode ser usado em PET, permitindo a redução da atividade administrada aos pacientes com biótipo semelhante, em dimensões, ao phantom, sem perda da qualidade da imagem em relação à aquisição em 2D.

(15)

1 INTRODUÇÃO

A tomografia por emissão de pósitrons (PET) consiste numa técnica de medicina nuclear e como tal, ao contrário de outras técnicas de diagnóstico fundamentalmente anatômicas, fornece informações do metabolismo por conseguir analisar, de forma não invasiva, o consumo de moléculas como a fluordeoxiglicose marcada com flúor radioativo (FDG-18F), substância análoga à glicose.(1)

Em 1998, instalou-se o protótipo de um equipamento híbrido com a capacidade de fundir as imagens anatômicas da tomografia computadorizada (CT) com as imagens metabólicas da PET em um único procedimento. O sucesso das pesquisas com esse equipamento despertou, nas empresas, grande interesse em desenvolver esses sistemas híbridos para a utilização na rotina clínica do diagnóstico por imagem. (2)

A utilização da PET/CT tem especial destaque para a oncologia, pois a combinação das duas técnicas permite o estadiamento e o acompanhamento dos estágios da doença, o planejamento e o monitoramento do tratamento, promovendo maior especificidade, sensibilidade e acurácia à estratégia de assistência ao paciente

além de reduzir o tempo do exame de PET. (3)

Apesar dessas vantagens, essa combinação de modalidades aumenta a exposição do paciente à radiação ionizante e, conseqüentemente, aos seus riscos, fator crítico principalmente para pacientes pediátricos. (4)

Uma estratégia para reduzir essa exposição à radiação consiste em realizar a CT com dose suficiente apenas para a correção de atenuação da PET (13 a 20mAs), o que ainda permite a localização das estruturas, mas não acrescenta informação

diagnóstica. (4) Porém, nos estudos oncológicos em que o paciente é submetido a uma

série de exames de controle, a possibilidade de efetuar uma CT diagnóstica simultaneamente com o estudo de PET não deve ser descartada. A realização dos exames separadamente resulta no retardo do diagnóstico, além de aumentar a

exposição a riscos, caso os procedimentos necessitem de anestesia. (5)

A aquisição das imagens em PET pode ser feita em modalidades designadas por aquisição em duas dimensões (2D) e em três dimensões (3D). A aquisição 2D produz imagens de melhor resolução, entretanto exige maior dose de radiação em

(16)

comparação com a imagem 3D. Para uma mesma estatística de contagem de eventos o tempo de aquisição em 2D é maior do que em 3D.

Para serviços que fazem estudos de PET/CT com o modo de aquisição 2D, uma alternativa para promover a redução da exposição à radiação reside em

substituí-lo pesubstituí-lo modo 3D, que permite o uso de atividades menores do radiofármaco. (5)

Nesse contexto, estudos que busquem a adequação dos protocolos, de forma a manter a qualidade de imagem, com a administração de menor quantidade do radiotraçador, são de grande valia para a rotina clínica.

O experimento, por nós proposto, visa comparar a qualidade da imagem nos dois modos de aquisição, por meio da análise de simulações executadas com phantom, e assim, adequar o protocolo de aquisição 3D para posterior utilização em pacientes.

(17)

1.1 Objetivo

Constituem objetivos deste trabalho:

1- avaliar se as aquisições em 3D com duração de dois e quatro minutos, com menor atividade de FDG-18F, apresentam a mesma qualidade de imagem que o modo 2D com duração de quatro minutos, protocolo adotado como padrão no departamento.

2- validar um protocolo de aquisição no modo 3D em substituição ao 2D, permitindo a redução da radiação administrada aos pacientes, sem perda de qualidade da imagem.

(18)

2 REVISÃO DA LITERATURA

2.1 Bases físicas e considerações técnicas

A capacidade de detectar alterações funcionais e metabólicas usando quantidades mínimas de isótopos radioativos representa a base da formação da imagem na medicina nuclear.

Alguns átomos constituintes da bioquímica humana possuem análogos radioativos que, utilizados com traçadores, permitem o acompanhamento in vivo do metabolismo celular. Dentre eles, destacam-se elementos radioativos como flúor 18 (18F), carbono 11(11C), oxigênio 15 (15O) e nitrogênio 13 (13N), que são os principais emissores de pósitrons adotados para diagnóstico. Esses radionuclídeos são produzidos por cíclotron e suas principais características estão demonstradas no quadro 1. (6 )

O pósitron é uma partícula com as mesmas características do elétron, porém sua carga é positiva. Logo, em contato com o meio, rapidamente colide com um elétron e se aniquila emitindo dois fótons de alta energia em direção oposta, como demonstra a figura 1.

Fonte: GE Medical Systems.

Figura 1: Aniquilação do pósitron. Imagem demonstrando a aniquilação do pósitron e a formação dos dois fótons gama com energia de 511keV, propagando-se em sentido diametralmente oposto.

(19)

Quadro 1- Principais emissores de pósitrons e suas características Radionuclídeo T1/2 (min) Emax (MeV) Alcance máximo em água (mm) Carbono-11 11 C 20,4 0,959 5,0 Nitrogênio-13 13 N 9,96 1,197 5,4 Oxigênio-15 15 O 2,07 1,738 8,2 Flúor-18 18 F 109,8 0,65 2,4 Gálio-68 68 Ga 68 1,899 9,4 Rubídio-82 82 Rb 1,3 3,35 15,6

Fonte: Robilotta CC. A tomografia por emissão de pósitron: uma nova modalidade na medicina nuclear brasileira. Rev Panam Salus Pública. 2006;20(2/3):134-142.

Os primeiros estudos para detecção dos fótons oriundos dessa partícula datam de 1951 e visavam o diagnóstico de tumores cerebrais. Nesse período, eram empregados dois detectores de iodeto de sódio com impureza de tálio [NaI(Tl)], colimados e colocados nos dois lados do crânio do paciente para obter imagens do cérebro. (6)

Em 1966, Harold Anger provou que dois detectores de cintilação seriam capazes de registrar a aniquilação do pósitron e formar imagem sem a utilização dos colimadores convencionais, criando o protótipo dos circuitos de coincidência (7)

Na década de 70, com o desenvolvimento dos computadores, tornou-se possível a criação de sistemas mais complexos que permitiam a aquisição tomográfica, primeiramente pela detecção de fóton único (Single Fóton Emission Computed

(20)

Os primeiros equipamentos PET eram compostos por 24 detectores de NaI(Tl) dispostos em formato hexagonal. Esses equipamentos utilizavam circuitos de coincidência que detectavam os fótons de aniquilação sem o uso de colimadores,

sendo a resolução do equipamento de aproximadamente 20 milímetros. (7)

Atualmente os equipamentos compreendem múltiplos blocos de cristais detectores de maior resolução, dispostos em anéis, estando os detectores em oposição acoplados a circuitos de coincidência. Essa configuração aumenta consideravelmente a eficiência da detecção dos eventos de aniquilação.

O circuito de coincidência registra como um único evento, quando dois fótons gama, oriundos da desintegração do pósitron, são detectados simultaneamente por dois detectores dispostos em um ângulo de 180º, formando uma linha de resposta (LOR). A representação esquemática dessas linhas está ilustrada na figura 2. Além dos eventos verdadeiros, fótons oriundos de espalhamento ou de duas aniquilações distintas (eventos randômicos) também podem ser detectados. O registro desses falsos

eventos aumenta o ruído da imagem. (8)

Fonte: GE medical Systems.

Figura 2: Formação das linhas de resposta. A imagem representa as linhas de resposta formadas a partir da aniquilação do pósitron.

(21)

A imagem da PET originalmente adquirida não é corrigida para atenuação dos fótons pelo meio. Essa imagem sem correção apresenta como característica um aumento da concentração dos registros na periferia do corpo e redução no centro e nos órgãos. Para corrigir esse efeito é criado um mapa de atenuação, empregandando-se

uma imagem de transmissão obtida por uma fonte externa de césio (137Cs) ou

germânio (68Ge). Essa imagem será comparada à imagem original de emissão. Com base nessas duas informações faz-se a correção de atenuação, obtendo-se dessa forma, a imagem corrigida, conforme demonstra a figura 3. 8,9

Fonte. GE Medical Systems

Figura 3: Correção de atenuação. A figura exemplifica a correção de atenuação realizada após a aquisição de uma imagem de transmissão com fontes de 137Cs.

Em 1998 foi instalado no centro médico da Universidade de Pittsburgh o primeiro equipamento de PET acoplado a um tomógrafo convencional (PET/CT). Esse equipamento combinava em um mesmo gantry o sistema de detecção da CT e dois arcos contendo pequenos blocos de cristais de germanato de bismuto (BGO) para detecção dos pósitrons. A união dos dois equipamentos possibilitou obter, em um

(22)

mesmo procedimento, as imagens das duas modalidades, cuja representação esquemática é ilustrada na figura 4. (10)

A fusão trouxe um incremento à utilização da técnica de PET, em especial para a oncologia, em que a combinação das imagens estruturais e funcionais permite uma melhor avaliação dos pacientes. (11)

As informações obtidas pela CT têm basicamente duas funções: calcular a correção de atenuação para as imagens de PET e adicionar a informação anatômica de alta qualidade. (10)

Figura 4: Representação esquemática do protótipo da PET/CT desenhado por Beyer et al (10). Com o uso da CT para correção de atenuação, reduziu-se o tempo de aquisição em cerca de 40% resultando em imagens corrigidas com menos ruído, em

comparação com a PET convencional. (8)

2.2 Sistema de detecção

A PET dedicada utiliza pequenos blocos de detectores, que têm maior densidade que os cristais de NaI(Tl), dispostos em múltiplos anéis. Essa arquitetura aumenta a capacidade de detecção dos fótons de alta energia e melhora a qualidade da imagem. Os blocos podem ser de cristais de BGO, de oxiortosilicato de lutécio

(23)

(LSO) ou oxiortosilicato de gadolínio (GSO) cujas principais características estão descritas no quadro 2. (8,9)

Quadro 2: Comparação das propriedades físicas dos cristais de cintilação utilizados na PET

Propriedade NaI BGO LSO GSO

Densidade(g/ml) 3,67 7,13 7,4 6.7

Z efetivo 51 74 66 61

Extensão de atenuação (cm) 2,88 1,05 1,16 1,43

Tempo de decaimento (ns) 230 300 35-45 30-60

Fótons/MeV 38000 8200 28000 10000

Luz produzida (%NaI) 100 15 75 25

Higroscópico Sim Não Não Não

Fonte: Townsend DW. Physical principles and technology of clinical PET imaging. Ann Acad Med. 2004 Mar;33(2):133-45.

Atualmente três empresas comercializam equipamentos de PET/CT: Siemens

Medical Solutions, General Electric Medical Systems (GEMS), e Philips Medical;

oferecendo respectivamente os modelos Biograph com cristais de LSO, Discovery com BGO e Gemini com o GSO; todos com CT multislice variando de 2 a 64 fileiras de detectores.

Esses sistemas possuem campo de visão (FOV) de 15 a 30 cm de comprimento e, dependendo do fabricante, podem adquirir imagens em até 12 segmentos ao longo da mesa de sustentação do paciente (bed positions) permitindo varrer o corpo inteiro (2,3,8,9). As características de cada equipamento são apresentadas nos quadros 3 e 4.

(24)

Quadro 3: Características físicas dos diferentes equipamentos de PET – Componentes do CT Especificações Reveal RT Reveal XVI Discovery Gemini Biograph duo Biograph 16 LS ST

Tipo de detector UFC UFC Cerâmica Cerâmica

Tungstato de cadmium

Fileiras de detectores 2 16 4,8 4, 8, 16 2

Velocidade de rotação (rps) 0,8 0,42 0,5 0,5 0,5

Aquecimento do anôdo (MHU) 3,5 5.3 6.3 6.3 6.5

FOV transaxial (cm) 50 50 50 50 50

Tempo máximo de varredura

contínua (s) 100 100 120 120 100

Menor espessura de corte

(mm) 1 0,75 0,625 0,625 0,5

Circunferência do CT (cm) 70 70 70 70 70

Tempo de reconstrução (s) 1,0 0,17 0,5 0,5 0,5

MHU: unidade de mega aquecimento UFC: cerâmica ultra-rápida

Tempo de reconstrução é o tempo para a reconstrução de um corte da CT

(25)

Quadro 4: Características físicas dos diferentes equipamentos de PET – Componentes do PET

Especificações

Reveal Discovery Gemini

Biograph LS ST

Cristal LSO BGO BGO GSO

Tamanho do Detector (mm3) 6,4 x 6,4 4 x 8 6,2 x 6,2 4 x 6 Espessura do cristal (mm) 25 30 30 20 FOV axial (cm) 16,2 15 15 18 Modo de aquisição 3D 2D e 3D 2D e 3D 3D Correção de atenuação CT CT e 68Ge CT e 68Ge CT e 137Cs FOV transaxial (cm) 58,5 55 60 57,6 Varredura (cm) 156/182 160 160 195 Resolução espacial (3D) (mm) 6,3 4,8 6,2 4,8 Abertura do gantry (cm) 70 59 70 63

Fonte: Townsend DW. Physical principles and technology of clinical PET imaging. Ann Acad Med. 2004 Mar;33(2):133-45.

2.3 Aquisição das imagens

Existem duas formas de obter imagens na PET: uma é o modo de aquisição em 2D e a outra em 3D. que suportam

Nas aquisições em 2D septos de tungstênio são colocados entre os anéis que suportam os detectores. Esses septos não têm a função dos colimadores da câmara de cintilação que melhoram a resolução espacial da imagem. Assemelham-se mais às grades anti-difusoras utilizadas em radiologia, que apenas reduzem a detecção dos fótons de espalhamento. (12)

Com a utilização dos septos as LOR são criadas em pequenos ângulos de incidência, reduzindo a capacidade de detecção e, conseqüentemente, a sensibilidade do equipamento. Em contrapartida, há uma redução de até 15% do registro dos falsos

(26)

eventos produzidos pelos fótons de espalhamento, melhorando assim o contraste das imagens. (8,9)

No modo de aquisição 3D os septos são retirados e é utilizada uma colimação eletrônica das coincidências detectadas, elevando o ritmo de contagens em até seis vezes devido a um aumento das LOR registradas. Desse modo, há um incremento da sensibilidade do equipamento, possibilitando uma redução tanto da atividade administrada ao paciente, quanto do tempo de aquisição. Porém como desvantagem, ocorre aumento do ritmo de contagem pela contribuição do incremento das falsas coincidências (eventos randômicos e de espalhamento). Esse aumento das contagens pode atingir o limite de detecção do equipamento, provocando a “paralisação” do detector, gerando áreas frias. (8,9)

A figura 5 mostra o esquema de funcionamento dos dois modos de aquisição. No modo 2D os dados são organizados em uma série de fatias (cortes) dispostas em paralelo e reconstruídas independentemente pelo método Ordered Subset Expectation

Maximisation (OSEM). No modo 3D os dados sofrem um pré-processamento por meio

do método Fourier Rebining (FORE), pelo qual são convertidos para o modo 2D para

serem reconstruídos pelo método OSEM. (8,12)

Lartizien et al (13), em estudo comparando os dois modos de aquisição em humanos, demonstraram que a contagem de ruído equivalente (noise equivalent count – NEC*) em ambos pode variar significantemente de acordo com região do corpo e a circunferência do paciente. Isso pode ser minimizado, quando o índice de massa corpórea (IMC) do paciente for utilizado como base para o cálculo da atividade administrada (Anexo1). Além do tamanho do paciente, a capacidade de detectar lesões pode ser influenciada pelo tempo e modo de aquisição escolhidos.

* NEC – parâmetro para contagem do ruído equivalente calculado pela

fórmula: __T2__ T+R+S

Onde : T = eventos verdadeiros R = eventos randômicos S = eventos espalhados

(27)

Fonte: GE Medical Systems

Figura 5: Representação esquemática dos modos de aquisição 2D (A) e 3D (B) demonstrando as linhas de resposta para cada um deles.

El Fakhri et al (14), aplicando um equipamento de PET com cristais de BGO, comprovaram ter o modo de aquisição 3D melhor capacidade de detecção para pacientes com IMC<33, que recebem uma atividade menor do marcador, enquanto o modo 2D tem melhor desempenho em pacientes com IMC>33.

No modo 3D, enquanto os registros dos eventos verdadeiros crescem de forma linear em função da atividade presente no campo de visão, os randômicos aumentam proporcionalmente ao quadrado da atividade e podem, rapidamente, superar os verdadeiros, deteriorando a imagem. Sendo assim, a piora no desempenho do modo de aquisição 3D, evidenciada nos estudos de Lartizien e El Fakhri pode ser explicada pelo fato de os equipamentos com cristais de BGO terem uma resolução energética limitada em relação aos cristais de LSO e GSO, cujas propriedades físicas permitem uma resposta melhor. (15)

Portanto, o melhor desempenho do equipamento será obtido ajustando a atividade administrada do radiofármaco à massa corpórea do paciente e ao modo de aquisição mais indicado para essa atividade.

(28)

MATERIAL E MÉTODO

3.1 Equipamento Discovery ST

O presente estudo foi realizado em um equipamento PET/CT, modelo

Discovery ST (D-ST) produzido pela GEMS (Milwaukee, WI, USA), que combina um CT multislice modelo LightSpeed de oito fileiras de detectores de cerâmica com o

equipamento de PET que apresenta 35 módulos com oito blocos de cristais de BGO distribuídos em 24 anéis de detecção. Cada bloco de detecção consiste em um arranjo de 6 x 6 pequenos cristais de BGO, acoplados a um conjunto com quatro fotomultiplicadoras. Com essa configuração é possível cobrir um FOV de aproximadamente 15,7 cm, dividido em 47 cortes com espessura de 3,25mm cada um. (16)

As características técnicas do modelo D-ST estão descritas no quadro 5.

3.2 Padrão internacional para a avaliação do desempenho dos equipamentos

Uma forma de avaliar o desempenho dos equipamentos de PET/CT consiste em aplicar o teste estabelecido pela National Eletrical Manufectures Assotiation (NEMA). O teste NEMA, atualizado em 2007 (NU 2-2001), avalia a resolução espacial, a fração de espalhamento, a sensibilidade, a taxa de contagens e a qualidade da imagem. Pelo teste de qualidade de imagem do protocolo NEMA é possível julgar o contraste e a relação sinal/ruído em condições que simulam um exame de corpo inteiro. Esse teste é utilizado para a avaliação dos modos de aquisição 2D e 3D. (17,18)

(29)

Fonte: GE Medical Systems – Manual do Equipamento

Quadro 5: Características do Equipamento D-ST

Componentes da PET D-ST Detector BGO Nº de módulos 35 Blocos /módulos 2 x 4 Nº de cristais 10.080 Dimensão do cristal (mm3)

Transaxial x axial x espessura 6,3 x 6,3 x 30

Nº de anéis de detectores 24 Cristais/blocos 6 x 6 Fotomultiplicadoras /blocos 4 Diâmetro do anel (mm) 88,6 Tamanho do FOV (mm) 157 Diâmetro do FOV (mm) 700 Nº de imagens no plano 47 Espessura do corte (mm) 3,25 Janela de coincidência (ns) 11,7

Janela de energia (keV) 375-650

Tamanho dos septos de tungstênio (mm) 0,8 de espessura e 54 de

comprimento

Modos de aquisição 2D e 3D

Correção de atenuação CT

Componentes do CT LightSpeed

Nº de fileiras de detectores 8

Material do detector cristal sólido de cerâmica

HiLight/Lumex Abertura do gantry (cm) 70 Diâmetro do FOV (mm) 500 Corrente (mA) 10-400 Voltagem (kV) 80,100,120,140 Tempo de rotação(s) 0,5

(30)

3.3 Desenho do estudo

O método empregou o modelo do teste de qualidade de imagem do protocolo NU 2-2001, que utiliza o phantom (NEMA/IEC 2000; Biodex), apresentado na figura 6(A), para simular o tórax humano em forma e tamanho. Esse simulador oco possui no seu interior seis esferas ocas com tamanhos diferentes (1cm, 1,3cm, 1,7cm, 2,2cm, 2,8cm, 3,7cm) distribuídas em uma circunferência de 23cm de diâmetro, posicionada

no plano transverso e um cilindro oco com 5 cm de diâmetro posicionado no centro. (18)

As dimensões do simulador, a montagem e a configuração do modelo experimental são apresentadas no Anexo 2.

Para a realização do teste de qualidade do protocolo NEMA, o phantom e as quatro esferas menores são preenchidos com material radioativo em diferentes concentrações e o cilindro, com algodão, para simular o parênquima pulmonar. As demais esferas são preenchidas com água, conforme a orientação do manual. Com esse arranjo foi possível identificar imagens “quentes” (4 esferas) e “frias” (2 esferas e o cilindro) em relação à radiação de fundo (bgd). (18)

Com o objetivo de incluir informação oriunda dos fótons de espalhamento de outras regiões, simulando um estudo de corpo inteiro, utiliza-se o phantom do teste de espalhamento do protocolo NEMA (figura 6B). Esse simulador é um cilindro sólido de polietileno com 70 cm de comprimento por 20 cm de diâmetro, com um orifício central por onde passa um tubo de plástico com 80 cm de comprimento e 3.2 mm de diâmetro, preenchido com material radioativo. Estão essas atividades apresentadas no quadro 6.

Para o teste de qualidade de imagem, a atividade utilizada no preenchimento do simulador, no compartimento que corresponde ao bgd, no momento da aquisição, tem uma concentração equivalente ao bgd de um paciente em que se injetou uma dose padrão para um teste clínico (370MBq para um paciente de 70kg ou 5,3kBq/ml); a concentração utilizada no phantom de 70 cm é suficiente para simular a situação vista na prática clínica em que existe atividade radioativa fora do FOV que está sendo adquirido. As diferentes concentrações usadas neste experimento estão tabuladas no quadro 6.

O protocolo desta pesquisa experimental foi analisado e aprovado pelo Comitê de Ética em Pesquisa do Hospital São Paulo / Universidade Federal de São Paulo

(31)

(Anexo 3). Durante a execução deste trabalho, nenhum ser humano foi exposto à radiação ionizante.

Fonte: Hospital Israelita Albert Einstein

Figura 6: Conjunto de phantom NEMA/IEC 2000 da Biodex utilizado no teste de qualidade de imagem. (A) phantom de qualidade de imagem; (B) phantom de espalhamento.

Quadro 6: Atividade esperada em cada componente do phantom no momento da aquisição .

Componente do phantom Volume Atividade Concentração

Background 9830ml 54MBq 5,5KBq/ml

Esferas quentes ±20ml 0,44MBq 22kBq/ml

Tubo plástico 5ml 116MBq 23,2MBq/ml

Fonte: DST PET-CT NEMA Test Procedures GE Healthcare Directions 5159176-100 Ver-2, 2006.

Neste estudo foram realizadas 27 simulações distribuídas em um período de um ano e a análise qualitativa de cada teste foi feita por três médicos com experiência na avaliação dos exames de PET/CT.

Cada médico avaliador, sem conhecer o modo de aquisição das imagens apresentadas, atribuiu o escore 1 ou 2 para cada teste, de acordo com a visualização das esferas: O escore 1 (não visível), para os testes em que uma das esferas não foi identificada ou quando a imagem era duvidosa; e o escore 2 (visível) para os testes em que todas as esferas eram visíveis.

A

(32)

A análise de todas as informações coletadas foi, inicialmente, feita de forma descritiva, com base nos dados registrados em formulários específicos (Anexo 4 e 5).

Para as variáveis de natureza quantitativa foram calculadas algumas medidas-resumo, como média, desvio-padrão entre outras, e confeccionados gráficos do tipo

boxplot e de perfis individuais. Informações sobre a construção e interpretação do boxplot podem ser obtidas no Anexo 6. (19,20)

As variáveis de natureza qualitativa foram analisadas por meio do cálculo de freqüências absolutas e relativas. (19)

As análises inferenciais empregadas com o intuito de confirmar ou refutar evidências encontradas na análise descritiva foram:

 análise de variância em blocos, além das comparações pelo método de

Bonferroni, quando necessário; (21)

 estimação do coeficiente de concordância kappa generalizado. (22)

O quadro 7 demonstra a interpretação do kappa. (23)

Quadro 7: Interpretação do kappa segundo Landis

Valores de kappa Interpretação

<0 Sem concordância

0-0.19 Concordância ruim

0.20-0.39 Baixa concordância

0.40-0.59 Concordância moderada

0.60-0.79 Concordância substancial

0.80-1.00 Concordância quase perfeita

Fonte: Landis JR, Koch GG. The measurement of observer agreement for categorical data. Biometrics 1977; 33: 159-174

Em todas as conclusões obtidas por intermédio das análises inferenciais foi utilizado o nível de significância α igual a 5%.

(33)

Os dados foram digitados em planilhas Excel 2000 for Windows para o adequado armazenamento adequado das informações. As análises estatísticas foram realizadas com o software Statistical Package for Social Sciences (SPSS) versão 11.0

for Windows.

3.4 Aquisição e processamento de imagens

O experimento teve início com o phantom posicionado no centro do FOV, conforme a figura 7. Em seguida, utilizou-se o protocolo de aquisição das imagens com os mesmos parâmetros da rotina clínica com a obtenção de uma imagem plana (scout) para checar o alinhamento do phantom e uma CT da área de interesse para correção de atenuação (140kV,120mA, 0,8s/rotação e pitch de 1,35), obtendo 47 cortes..

A B

Fonte: Hospital Israelita Albert Einstein

Figura 7: Imagem A e B representam o posicionamento do phantom no equipamento.

Após a CT, foram adquiridas três seqüências de imagem de PET, todas com correção de atenuação e espalhamento.

1) aquisição em 2D por quatro minutos por FOV (2D-4min) protocolo utilizado na rotina diária;

2) aquisição em 3D por dois minutos por FOV (3D-2min); 3) aquisição em 3D por quatro minutos por FOV (3D-4min).

(34)

As aquisições em 3D foram realizadas duas horas após a aquisição em 2D,

aproveitando o decaimento radioativo do 18F para obter a redução da atividade inicial.

Dessa forma, tornou-se possível comparar as imagens obtidas no modo 2 com as imagem 3D, com a metade da dose de radiação. Assim as aquisições 3D foram obtidas com a metade da atividade utilizada nas aquisições 2D.

A justificativa para as aquisições 3D em dois tempos diferentes baseou-se na prática clínica, em que padronizamos o tempo de quatro minutos para a aquisição de um FOV no modo 2D. Segundo o fabricante, uma qualidade equivalente de imagem seria obtida em uma aquisição 3D-2min, mesmo com a metade da atividade. Porém, esse tempo se mostrou insuficiente para uma estatística adequada. Essa observação levou-nos a ensaiar a aquisição 3D-4min ao lado da 3D-2min.

As imagens obtidas foram reconstruídas na estação de trabalho Xeleris da GE, utilizando-se o método iterativo OSEM (21 subsets e 2 iterações) para o modo 2D e FORE-OSEM (24 subsets e 3 iterações) para o 3D.

Os valores correspondentes ao contraste das esferas quentes e frias bem como a percentagem do erro amostral de cada simulação foram obtidos a partir do resultado do programa instalado no hardware do D-ST para análise do teste de qualidade de imagem do protocolo NEMA.

Nesse programa, é necessário desenhar áreas contornando cada um dos círculos que representam as esferas. Em seguida, de acordo com o protocolo NEMA, outras doze áreas, com 3,7 cm de diâmetro, são distribuídas na região do bgd ao redor das esferas. Essas áreas são reproduzidas eletronicamente em cinco cortes, o suficiente para varrer a área da maior esfera. Com essas informações o programa obtém o contraste de cada região que é definido como a relação entre a atividade calculada pelas contagens da área desenhada e a atividade real. (17)

O valor da percentagem do contraste de cada esfera “quente” (QEq) é calculado

segundo a fórmula:

QEq = (CEq/CB) – 1 X 100% (aEq/aB) – 1

onde:

(35)

CB= número de contagens na área correspondente ao bgd aEq= concentração da atividade na esfera “quente”

aB= concentração da atividade no bgd

O valor da percentagem de contraste de cada esfera “fria” (QEC) é calculado pela

fórmula:

QEf =

(

1 - CEF

)

_{X 100%} CB onde:

CEF = número de contagens na área correspondente à esfera fria

CB = média do número de contagens nas áreas correspondente ao bgd (12 áreas em 5

cortes).

A percentagem média do erro residual do pulmão (CP), que corresponde à acurácia das correções de atenuação e espalhamento, é calculada segundo a fórmula:

CP = CP X 100% CB

onde:

CP = média do número de contagens na região correspondente ao pulmão

CB = média do número de contagens nas doze áreas de 3,7 cm desenhadas na região

do bgd.

Para o experimento utilizamos apenas os valores para a menor esfera “quente” (1cm), menor esfera “fria” (2,8cm) e percentagem do erro residual do pulmão.

A percentagem de eventos randômicos foi calculada a partir do número de eventos verdadeiros e randômicos informados pelo equipamento ao final de cada aquisição.

(36)

A imagem do phantom, a distribuição das áreas para análise e o resultado do teste NEMA de qualidade de imagem estão apresentados na figura 8.

Figura 8: A figura apresenta o padrão da imagem adquirida (A), a distribuição das áreas no processamento (B) e a forma como os resultados são apresentados no pós-processamento (C).

(37)

4 RESULTADOS

4.1 Análise quantitativa

As informações dos contrastes da menor esfera “quente” (1cm) e da menor

esfera “fria” (2,8cm), além das percentagens do erro residual no pulmão e de eventos

randômicos em relação ao total de eventos registrados, nos três diferentes modos de aquisição (2D 4min, 3D 2min, 3D 4min), estão descritas na tabela 1 e nos gráficos representados nas figuras de 9 a 16. É importante notar que nos gráficos de perfis 9, 11, 13 e 15, a linha em vermelho representa as médias nos diferentes modos de aquisição. Os dados obtidos em cada teste estão no anexo 7.

Tabela 1: Medidas-resumo do contrastes da menor esfera “quente” (1cm), contraste da menor esfera “fria” (2,8cm), porcentagens do erro residual no pulmão e de eventos randômicos, segundo o modo de aquisição

Medidas-resumo

Aquisição Média Mediana Mina Máxb Dpc

Contraste da menor esfera “quente” (1cm)

2D-4min 0,623 0,27 -0,04 3,53 0,877

3D-2min 0,397 0,2 -0,01 1,72 0,476

3D-4min 0,494 0,24 0,09 2,29 0,605

Contraste da menor esfera “fria” (2,8cm)

2D-4min 0,563 0,57 0,4 0,66 0,063

3D-2min 0,585 0,59 0,43 0,75 0,061

3D-4min 0,591 0,6 0,47 0,78 0,073

Porcentagem de erro residual no pulmão

2D-4min 0,256 0,26 0,21 0,28 0,016

3D-2min 0,184 0,19 0,15 0,21 0,02

3D-4min 0,17 0,16 0,12 0,21 0,02

Porcentagem de eventos randômicos 2D-4min 0,22 0,221 0,086 0,295 0,048

3D-2min 0,351 0,356 0,124 0,495 0,1

3D-4min 0,364 0,366 0,137 0,49 0,08

a

(38)

-1,00 0,00 1,00 2,00 3,00 4,00

2D 4min 3D 2min 3D 4min

C o n tr a s te d a e s fe ra d e 1 c m (e s fe ra q u e n te ) Figura 9: Distribuição dos perfis individuais do contraste da menor esfera “quente” (1cm) segundo o

modo de aquisição. 27 27 27 N = 3D 4min 3D 2min 2D 4min C o n tr a st e d a e sf e ra d e 1 cm ( e sf e ra q u e n te ) 4,00 3,00 2,00 1,00 0,00 -1,00

Figura 10: Contraste da menor esfera “quente” (1cm) segundo o modo de aquisição. Os símbolos () e () representam os valores discrepantes que diferem de acordo com a distância dos valores contidos nos

(39)

0,30 0,40 0,50 0,60 0,70 0,80 0,90

C o n tr a s te d a m e n o r e s fe ra fr ia (2 ,8 c m )

Figura 11: Distribuição dos perfis individuais do contraste da menor esfera “fria” (2,8cm) segundo o modo de aquisição. 27 27 27 N = 3D 4min 3D 2min 2D 4min C o n tr a st e d a e sf e ra f ri a ( 2 ,8 cm ) ,90 ,80 ,70 ,60 ,50 ,40 ,30

Figura 12: Contraste da menor esfera “fria” (2,8cm) segundo o modo de aquisição. O símbolo () representa valores discrepantes.

(40)

0,10 0,15 0,20 0,25 0,30

Po rc e n ta g e m d e e rr o r e s id u a l n o p u lm ã o

Figura 13: Distribuição dos perfis individuais da percentagem de erro residual no pulmão segundo o modo de aquisição. 27 27 27 N = 3D-4min 3D-2min 2D-4min P o rce n ta g e m d e e rr o r e si d u a l n o p u lm ã o ,30 ,25 ,20 ,15 ,10

Figura 14: Percentagem de erro residual no pulmão segundo o modo de aquisição. O símbolo () representa valores discrepantes.

(41)

0,00 0,10 0,20 0,30 0,40 0,50 0,60

Po rc e n ta g e m d e e v e n to s r a n d ô m ic o s

Figura 15: Distribuição dos perfis individuais da percentagem de eventos randômicos segundo o modo de aquisição. 27 27 27 N = 3D 4min 3D 2min 2D 4min P o rce n ta g e m d e e ve n to s ra n d ô m ico s ,60 ,50 ,40 ,30 ,20 ,10 0,00

Figura 16: Percentagem de eventos randômicos segundo o modo de aquisição. O símbolo () representa valores discrepantes.

(42)

Os resultados inferenciais revelaram que o contraste médio da menor esfera “fria” (2,8cm) é estatisticamente idênticos nos diferentes modos de aquisição (p=0,214).

Este mesmo fato não ocorreu com contrastes da menor esfera “quente” (1cm)

(p=0,014), com a percentagem do erro residual no pulmão (p<0,001) e com a percentagem de eventos randômicos (p<0,001). As tabelas 2 a 4 trazem, respectivamente, as comparações entre os valores médios dos diferentes modos de

aquisição para o contraste da menor esfera “quente” (1cm), percentagem do erro

residual no pulmão e de eventos randômicos.

Tabela 2: Resultados inferenciais, segundo o contraste da menor esfera “quente” (1cm)

Modos de aquisição comparados Conclusão

2D-4min 3D-2min 2D-4min > 3D-2mim

(p=0,014)

(p=0,293)

3D-2min 3D-4min 3D-2min = 3D-4mim

(p=0,622)

Tabela 3: Resultados inferenciais, segundo a percentagem do erro residual no pulmão

(p<0,001)

(43)

Tabela 4: Resultados inferenciais, segundo a percentagem de eventos randômicos

2D-4min 3D-2min 2D-4min < 3D-2mim

(p<0,001)

2D-4min 3D-4 min 2D-4min < 3D-4mim

(p<0,001)

3D-2min 3D-4 min 3D-2min = 3D-4mim

(p>0,999)

4.2 Análise da concordância

A concordância entre os três observadores (OBS1, OBS2, OBS3) quanto à visualização das esferas também foi objeto de estudo desta pesquisa. Cada observador classificou cada um dos testes como visível (escore 2) ou não visível (escore 1) conforme a identificação ou não de todas as esferas. Essa avaliação foi feita para os diferentes modos de aquisição, conforme resumem as tabelas 5 a 7.

A tabela com escores atribuídos pelos três observadores para as 27 simulações está apresentada no anexo 8.

É importante notar que a porcentagem de concordância entre os três observadores quanto aos modos 2D-4min, 3D-2mim e 3D-4min foi de 63,0%, 77,8% e 88,9%, respectivamente, conforme demonstra a figura 17.

(44)

Tabela 5: Distribuição da visualização das esferas, segundo o observador no modo de aquisição 2D-4mim

OBS1 2D-4min OBS3 2D-4min Total

Não visível Visível

Não visível OBS2 2D-4min Não visível 9 (33,3%) - 9 (33,3%)

Visível 4 (14,8%) 6 (22,2%) 10 (37,0%)

Visível OBS2 2D-4min Não visível - - -

Visível - 8 (29,6%) 8 (29,6%)

Total 13 (48,1%) 14 (51,9%) 27 (100,0%)

Não visível OBS2 3D -2min Não visível 9 (33,3%) - 9 (33,3%)

Visível 1 (3,7%) 5 (18,5%) 6 (22,2%)

Visível OBS2 3D-2min Não visível - - -

Visível - 12 (44,4%) 12 (44,4%)

(45)

Não visível OBS2 3D-4min Não visível 3 (11,1%) - 3 (11,1%)

Visível - 2 (7,4%) 2 (7,4%)

Visível OBS2 3D-4min Não visível 1 (3,7%) - 1 (3,7%)

Visível - 21 (77,8%) 21 (77,8%)

Total 4 (14,8%) 23 (85,2%) 27 (100,0%)

Com o intuito de quantificar o grau de concordância entre os observadores, foram estimados os coeficientes de concordância kappa generalizado. A tabela 8, que traz essas estimativas, revela a existência de uma concordância substancial entre os observadores.

Tabela 8: Estimativas pontuais e intervalares* dos coeficientes de concordância

kappa generalizados

Modo de aquisição Coeficiente de concordância Tipo de concordância**

2D-4min 0,506 [0,288;0,724] Moderada

3D-2min 0,696 [0,478;0,914] Substancial

3D-4min 0,725 [0,507;0,942] Substancial

*Intervalo com 95% de confiança segundo Fleiss et al, 1979 **Tipo de concordância segundo Landis, 1977.

(46)

4.3 Análise qualitativa

A qualidade da imagem de cada modo de aquisição foi analisada pelos observadores e classificada com o escore estabelecido no desenho do trabalho. Na figura 18, são apresentadas algumas das simulações com os escores atribuídos às imagens para cada modo de aquisição.

Para avaliar se há correlação da qualidade da imagem entre os modos de aquisição, considerando as variáveis categóricas (esferas visíveis ou não visíveis), foi realizado um consenso entre os observadores que determinaram um escore único nos três modos de aquisição de cada simulação (anexo 9). O resultado dessa distribuição está representado na tabela 9 e na figura 19.

Figura 18: Imagens do phantom nas aquisições 2D-4min, 3D-2min e 3D-4min com os escores atribuídos para quatro das 27 simulações. Nesta representação é possível verificar diferentes padrões da qualidade

(47)

Tabela 9: Distribuição dos resultados do consenso segundo o modo de aquisição

Modo de aquisição Freqüência Porcentagem

2D-4min Não visível 13 48,10%

Visível 14 51,90%

Total 27 100,00%

Visível 17 63,00%

Total 27 100,00%

Visível 23 85,20%

Total 27 100,00%

(48)

De acordo com a distribuição das freqüências dos escores é possível observar que a porcentagem de vezes em que todas as esferas foram identificadas foi maior no modo de aquisição 3D-4min. Além disso, o número de vezes em que houve dificuldade para a visualização das esferas no modo 3D-4min foi três vezes menor que no modo 2D-4min e duas vezes menor que no modo 3D-2min.

Os resultados dos escores para cada método foram avaliados, após o consenso, pelo kappa generalizado que demonstrou uma correlação moderada entre os três

protocolos de aquisição =0,444 [0,227;0,662]. Esses dados são apresentados na

tabela 10.

Tabela 10: Distribuição da visualização das esferas demonstrando a correlação entre os modos de aquisição

3D-4min Total

2D-4min Não visível Visível

Não visível 3D-2min Não visível 4 (14,8%) 5 (18,5%) 9 (33,3%)

Visível - 4 (14,8%) 4 (14,8%)

Visível 3D-2min Não visível - 1 (3,7%) 1 (3,7%)

Visível - 13 (48,1%) 13 (48,1%)

(49)

5 DISCUSSÃO

Os serviços equipados com PET/CT com cristais de BGO geralmente utilizam o modo de aquisição em 2D, o qual apresenta uma melhor qualidade de imagem para a rotina clínica, pois a utilização de septos de tungstênio reduz o registro das falsas coincidências oriundas dos fótons de espalhamento e dos eventos randômicos. Entretanto, para o uso desse modo de aquisição, faz-se necessária a administração de

maior atividade de FDG-18F ao paciente que, com isso, recebe maior dose de radiação.

Os cristais de BGO têm como característica física um tempo morto mais longo (300ns), fato que diminui seu desempenho para o modo de aquisição 3D. Os cristais de LSO e GSO têm um decaimento bem mais rápido (40ns e 60ns, respectivamente), o que favorece a obtenção das imagens no modo 3D e aumenta a sensibilidade dos equipamentos que possuem esses cristais, tornando as aquisições mais rápidas e permitindo a utilização de menor atividade do FDG-18F. (24,25)

Em artigo publicado na revista Medical Physics de julho de 2007, Bolard e colaboradores valerão-se dos testes NU 2-2001 para comparar dois modelos de PET/CT, dentre eles o modelo D-ST. Nesse artigo os autores concluíram que o cristal de BGO é o elemento limitante no desempenho do equipamento em relação à taxa de contagem e à fração de espalhamento, em função do tempo morto do cristal. Por esse motivo o fabricante está desenvolvendo um novo cristal de oxiortosilicato de lutécio e ítrio (LYSO) cujas características físicas, em especial o número atômico igual a 65, a densidade de 7,1g/ml e o tempo morto de 42ns, melhoram o desempenho de equipamento para altas taxas de contagem, resultando em maior sensibilidade no registro de eventos.(26)

Estudos comparando o modo de aquisição em 2D e 3D vêm sendo efetuados visando encontrar um equilíbrio para o uso desses recursos tecnológicos em equipamentos com cristais de BGO,ainda os mais empregados, levando a uma otimização da atividade administrada ao paciente.

O teste de qualidade de imagem do NU 2-2001 foi desenhado para simular estudos de corpo inteiro nos dois modos de aquisição, por esse motivo foi escolhido neste trabalho.

(50)

O resultado da análise dos testes realizados demonstrou que o modo 2D tem melhor contraste para as esferas “quentes” enquanto o modo 3D tem melhor contraste para as esferas “frias”. Resultado semelhante, em relação ao contraste dos dois modos de aquisição, foi encontrado por Berttinardi et ale Malawi et al em artigos publicados em 2004. Os dois estudos avaliaram o desempenho do D-ST, modelo utilizado no presente estudo, e consideraram o equipamento eficiente para a realização de exames nos dois modos de aquisição. (16,27)

Mawlawi et al também confirmaram que o DT-ST oferece um excelente desempenho em relação à sensibilidade, e uma resolução uniforme por todo o FOV, o que torna o equipamento adequado para a realização de estudos de corpo inteiro. (27)

El Fakhri e colaboradores, em artigo publicado em 2002, concluíram que em equipamentos com cristais de BGO os modos 2D e 3D têm resultados similares para detecção de diferentes tamanhos de lesão, porém o modo 3D tem melhor capacidade de detectar lesões em pacientes com índice de massa corpórea (IMC) menor que 33,

ao contrário, o modo 2D é melhor para pacientes com IMC maior que 34. (14)

Posteriormente, em 2004, Lartizien et al compararam os dois modos de aquisição. Nesse trabalho demonstraram a influência do NEC e do IMC na aquisição das imagens e concluíram que a aquisição em 3D tem capacidade de detecção de atividade focal superior ou no mínimo equivalente ao modo 2D. Além disso, os autores avaliaram que a aquisição em 2D é melhor para atividades em torno de 740MBq

(20mCi) e a 3D para atividades inferiores a 444MBq (12mCi). (13)

Portanto, um fator importante a ser considerado nos estudos de PET/CT é a massa corpórea do paciente que pode influenciar consideravelmente na qualidade da imagem obtida.

Do mesmo modo, estudo publicado por Visvikis et al, em 2005, também demonstrou que, em exames realizados em equipamento com cristal de BGO, o modo de aquisição 3D tem qualidade similar ao modo 2D. Nesse artigo, os autores observaram uma correlação entre a qualidade da imagem, o peso do paciente e o tempo de aquisição; comprovaram que o aumento do peso do paciente leva a uma perda da qualidade da imagem nos dois modos de aquisição, principalmente no modo 3D em pacientes com mais de 70 kg. (28)

(51)

Apesar de equipamentos com cristais de LSO serem mais adequados para aquisições em 3D, por apresentarem uma maior eficiência de contagem para esse modo de aquisição, a perda da qualidade da imagem em função do peso do paciente também é observada nesses equipamentos. Esse problema foi evidenciado por Halpern et al que recomendaram o aumento do tempo de aquisição de acordo com o aumento do peso do paciente. (29)

A recomendação de Halpern vale, ainda, para equipamentos com cristal de BGO, mesmo quando utilizamos o modo de aquisição em 2D.

O nosso experimento teve como finalidade validar um protocolo de aquisição de imagem para o modo 3D que permitisse substituir a aquisição em 2D, quando se administrassem atividades equivalentes à metade das atividades convencionais. Esse protocolo favoreceria principalmente os pacientes pediátricos.

Uma dificuldade na execução do projeto foi o preparo do phantom que contém as esferas; a atividade empregada no tempo zero procurou seguir a orientação do

manual, em média foi de (111 ±16,6) MBq e o tempo médio para início das aquisições

em 2D foi de (108 ±0:48) minutos, em função da disponibilidade do equipamento.

Em alguns experimentos obtivemos uma percentagem de contraste acima de 1,0 (tabela1) ou menor que zero. Provavelmente, por um erro ocorrido no preenchimento das esferas, a atividade real no momento da aquisição das imagens foi superior ou inferior à atividade calculada. Esse erro influenciou o resultado dos testes de qualidade NEMA-2001 acarretando grande variação entre os valores mínimos e máximos obtidos. Os resultados dessas simulações foram facilmente identificados pelos gráficos de perfis e boxplot; porém a atividade no phantom interferiu de modo igual nos três modos de aquisição. Por esse motivo os resultados dessas simulações não foram excluídos do experimento.

Apesar da variabilidade da amostra, a análise descritiva de cada modo de aquisição demonstra que, na comparação entre as três aquisições do contraste da

menor esfera “quente” (1cm) há uma diferença significante entre os modos de

aquisição 2D-4min (valor médio =0,623) e 3D-2min (valor médio = 0,397) que resultou em um p<0,014. Existe também uma diferença entre o modo 2D-4min e 3D-4min, porém o resultado de p=0,293 prova que não é significante.

(52)

Quando avaliamos a percentagem de erro residual no pulmão, a diferença entre os modos de aquisição indica que a menor porcentagem de erro é obtida no modo de aquisição 3D-4min, no entanto, as médias das aquisições em 2D e 3D estão

dentro do esperado para o teste (2D de 21% a 29% e 3D de 12% a 18%). (18)

Essa diferença foi vista, igualmente, por Mawlawi et al em artigo publicado em 2004. Segundo esses autores, ela ocorre em função do algoritmo utilizado para correção do espalhamento das aquisições 3D, o que os levou a concluir que as imagens clínicas realizadas em seu experimento nos dois modos de aquisição

apresentam um contraste adequado para uma boa visualização das lesões. (27)

Quando avaliamos a porcentagem de eventos randômicos em relação ao total de eventos registrados em todas as simulações, observamos que há uma diferença significativa entre os modos de aquisição 2D e 3D (p<0,001). Esse fato é explicado pela presença dos septos nas aquisições em 2D, que reduzem o ângulo das linhas de resposta reduzindo o registro dos falsos eventos. É importante considerar que para as aquisições em 3D, quanto maior a atividade administrada, maior a possibilidade de aumentar o registro de falsos eventos e, conseqüentemente, a quantidade de ruído na imagem.

Para a análise qualitativa optamos por utilizar três observadores para manter as características da rotina clínica em que os exames são avaliados e discutidos por eles. A avaliação das imagens do simulador quanto às aquisições em 2D-4min, 3D-2min, 3D-4min resultou em uma concordância de 63%, 77,8% e 88,9% respectivamente.

A análise dos resultados com a aplicação do coeficiente kappa generalizado demonstrou uma concordância moderada (0,506) para a aquisição no modo 2D-4min e substancial para as aquisições no modo 3D de 2 e 4 min (0,696 e 0,725 respectivamente).

No presente estudo também foi possível observar uma maior freqüência de esferas definidas como visíveis para a aquisição 3D-4min (85%).

Portanto, os resultados deste estudo experimental mostraram que, no equipamento modelo D-ST, a aquisição em 3D por quatro minutos por FOV permitiu a visualização das esferas na maior parte dos testes com uma concordância substancial entre os observadores. Esta constatação possibilita o uso dessa forma de aquisição

(53)

como uma estratégia para reduzir a atividade de 18F-FDG administrada a pacientes com biótipo equivalente ao phantom, o que será muito útil para exames de pediatria.

Atualmente, as empresas trabalham no desenvolvimento de novos algoritmos de reconstrução que permitam o emprego de atividades cada vez menores. Um exemplo é o software Vue Point-HD que pode ser instalado nos modelos D-ST e superiores. Esse novo algoritmo de reconstrução iterativa permite a correção de normalização e tempo morto dentro do loop iterativo, melhorando a uniformidade da resolução espacial em todo o campo de visão. Com isso há uma redução dos artefatos da imagem devida à maior precisão da correção do espalhamento e, conseqüentemente, uma melhora da qualidade das imagens adquiridas, especialmente nas aquisições em 3D. (30)

Acreditamos que os nossos resultados serão importantes para permitir uma

redução da atividade de FDG-18F administrada aos pacientes, contanto que o protocolo

de aquisição possa ser ajustado ao peso e ao volume do paciente, fatores que influem diretamente na qualidade de imagem.

De acordo com a literatura a dose absorvida pela bexiga e a dose efetiva nos pacientes submetidos aos estudos de PET/CT corresponde, respectivamente, a 0,17mGy e 0,027mSv para cada MBq de administrado. Como a redução da dose efetiva é proporcional à atividade administrada, a aplicação da aquisição 3D-4min

(54)

6 CONCLUSÕES

Os resultados deste estudo com phantom sugerem que:

1- em equipamentos com cristais de BGO, não há perda da qualidade da imagem quando se utiliza o modo 3D-4min com a metade da atividade administrada, reduzindo-se, portanto a dose de radiação.

2- Os resultados validam a aquisição 3D-4min para a utilização na clínica, com perspectiva de reduzir a dose de irradiação do paciente,

A partir dos resultados obtidos, será possível a realização de novos experimentos direcionados especificamente para pacientes pediátricos, comparando a utilização da aquisição em 2D-4min com a aquisição 3D-4min validada neste experimento.

(55)

7 ANEXOS

Anexo1: Índice de Massa Corpórea (IMC)

O Índice de Massa Corporal (IMC) é reconhecido como padrão internacional para avaliar o grau de obesidade. O IMC é calculado dividindo o peso (em kg) pela altura ao quadrado (em m). IMC = Peso (Altura X Altura) Categoria IMC Peso Saudável equivale ao peso Normal.

Abaixo do peso Abaixo de 18,5

Peso normal 18,5 - 24,9

Sobrepeso 25,0 - 29,9 Obesidade Grau I 30,0 - 34,9 Obesidade Grau II 35,0 - 39,9 Obesidade Grau III 40,0 e acima

(56)

Anexo 2: Dimensões do phantom para o teste de qualidade de imagem do protocolo NEMA 2-2001- versão 2007

Imagem com as dimensões do phantom em milímetros (± 1mm).

Imagem demonstrando o posicionamento dos phantons de forma a simular um exame de corpo inteiro.