Medicina Nuclear PET e SPECT: Princípios e Aplicações

Medicina Nuclear
PET e SPECT: Princípios e
Aplicações
Profs. Emery Lins
Curso de Eng. Bioemédica – CECS, Universidade Federal do ABC
SPECT – tomografia computadorizada por
emissão de fóton único
Definições e histórico
SPECT - Single photon emission computed tomography
Tomografia computadorizada por emissão de fóton único
É uma técnica tomográfica de imagem médica que combina efeitos da
medicina nuclear com a tomografia computadorizada.
Nesta técnica, um radiofármaco emissor de radiação gama é
administrado no paciente, que passa a conter a fonte de irradiação
interna ao seu corpo.
O paciente é alojado em uma câmera gama para detecção da radiação e
formação das imagens.
Aspectos gerais
Corte Transversal - SPECT
Radiofarmácia
RADIOISÓTOPOS: substâncias que emitem radiação,
utilizados no seu estado livre (não marcado) para a
obtenção de imagens.
Os mais usados : Tc99m, I¹³¹ (Iodo) , Tl201 (Tálio), Ga67
(Gálio), Sm153 (Samário) .
RADIOFÁRMACOS: Quando se adiciona substâncias
(fármacos) aos radioisótopos. Apresentam afinidades
químicas por determinados órgãos do corpo e são
utilizados para transportar a substância radioativa para o
órgão a ser estudado.
Radiofármacos
Radiofármacos
Gerador de Tecnécio –
99m:
Componentes da câmara gama
• Colimador – permite que os raios gama
viagem numa certa direção e atinjam o
detector;
• Cristal – receptor da radiação;
• Fotomultiplicadores – multiplicam o sinal
produzido pela luz incidente;
Fotomultiplicadores
Cristais
Colimador
Raios gama
Formação da imagem
• Gama câmara é rotacionada em volta do paciente, capturando
múltiplas imagens bidimensionais (2D);
• A radiação é captada em pontos definidos durante a rotação
(normalmente a cada 3-6 graus);
• Tempo de captação é variável (15 a 20 segundos);
• Tempo total exame entre 15 a 20 minutos.
• Máquinas mais modernas,possuem mais de uma cabeça, captam
maior área de radiação simultaneamente;
• A imagens podem ser preto e branco ou coloridas;
Formação da Imagem
• O sinal ampliado pelos fotomultiplicadores é enviado a um circuito
de posicionamento;
• Quando a energia chega a esse circuito, ele envia a informação ao
computador da posição dela nos eixos X e Y;
• Esse posicionamento (X e Y) indicará a tonalidade do pixel para
formação final da imagem.
Resolução da imagem
• A resolução pode ser de 64x64 pixels ou
128x128 pixels;
• A resolução da imagem depende :
Energia;
Espessura do cristal;
Eficiência de coleta;
Distância;
Diâmetro dos furos do colimador.
Aplicações na medicina
É amplamente usado na medicina pois,
possibilita a visualização da funcionalidade
de todos os sistemas do corpo. Entre eles:
• Perfusão de miocárdio;
• Cintilografia óssea;
• Cintilografia de ventilação e de perfusão;
• Perfusão cerebral.
Myocardial perfusion SPECT
FBP
Flash 3D
2D Iterative
Bone SPECT comparison
FBP
Flash 3D
2D - OSEM
e.cam 3/8”
Hx: 36-year-old female. Indication staging for osteosarcoma
Imagem SPECT
PET/CT – Tomografia por emissão de
pósitron/Tomografia
computadorizada
Definições e histórico
PET- Positron Emitted Tomography
Tomografia por emissão de pósitron
É uma técnica tomográfica de imagem médica que combina efeitos da
medicina nuclear com a tomografia.
Nesta técnica, um radiofármaco com partículas beta+ é administrado no
paciente.
As partículas beta+ reagem com elétrons em sítios específicos do
organismo do paciente. Essa reação leva à formação de fótons gêmeos,
antiparalelos e com energia de 511 KeV.
História
• Foi desenvolvido por Edward Hoffman e Michael E. Phelps em 1973,
Universidade de Washington-EUA;
• Atualmente é utilizado a combinação PET/TC;
• É um método que informa acerca do estado funcional dos órgãos.
Câmara de cintilação
• na parte frontal, acomoda um tomógrafo computadorizado (CT)
• na parte traseira, acopla o PET.
Detectores
• PET é constituído por 18.400 cristais BGO, os quais detectam duas
lesões a uma distância de 4,5 mm;
Cristal BGO
•
CT – uma tomografia que consegue fazer uma varredura do corpo
todo do paciente em menos de 2 minutos, permitindo cortes com
espessura mínima de 1 mm.
Formação da imagem
A imagem é formada pela
emissão dos pósitrons
pelos radionúcleos fixados
nos órgãos do paciente;
O computador reconstrói
os locais de emissão de
pósitrons a partir das
energias e direções de
cada par de raios gamas;
Gerando imagens
tridimensionais (3D).
Gerando imagens tridimensionais.
Imagem 3D do corpo inteiro obtida através do exame PET
Radionuclídeos
• Flúor-18 (FDG- fluorodeoxiglicose) análogo da glicose – Utilizado para estudar
o metabolismo dos órgão e tecidos (meia-vida 2 horas);
• Nitrogênio-13 – Utilizado para estudar perfusão sanguínea de um órgão.
• Oxigênio-15 – Utilizado nos estudos do cérebro;
• Rubídio 82 – Utilizado em estudos de perfusão cardíacos.
É necessário um cíclotron para produzir
continuamente o Flúor-18, que possui uma meia
vida de 2h.
PET no Brasil
No Brasil funcionam cíclotrons:
• Comissão Nacional de
Energia Nuclear ( no IPEN-SP);
• Instituto de Engenharia
Nuclear (IEN-RJ).
PET no Brasil
• Em 1998, foi introduzida 1ª câmara de
PET/SPECT no Serviço de Radioisótopos do
Instituto do Coração (Incor) do HC-FMUSP.
• Em 2004
PET/CT
Aplicações do exame PET
• PET oncológico – detecta células com alto
consumo de glicose;
• PET do cérebro – avalia perfusão sanguínea e
atividade de diferentes regiões do cérebro;
• PET cardíaco – usadas para detectar áreas
isquêmicas e fibrosadas.
PET Cardíaco
• Cintilografia Perfusão Repouso/Estresse;
• Ventriculografia Radionuclídica de Equilíbrio;
• Pesquisa de necrose miocárdica recente;
• Pesquisa de miocardite;
• Estudo de inervação miocárdica.
Cintilografia de Perfusão
Repouso/Estresse
Anger camera
Hal O. Anger invented
the scintillation
camera in 1958
Established basic
design:
– NaI(Tl) crystal
– PMT array
– Position weighted
signals
Hal O. Anger
Scintillation camera components
• Detector
NaI(Tl) crystal
Collimator
Low energy
Medium energy
Photomultiplier tube (PMT) array
Analog-to-digital converters
(ADCs)
High energy
Axial shields (coincidence
imaging)
Pinhole
Overview
POSITION
SIGNALS
ENERGY
SIGNAL
.
.
PULSE
HEIGHT
ANALYZER
.
.
.
.
.
X
Y
PMT ARRAY
NaI(Tl)
Crystal
COLLIMATOR
Image Display
Z
Scintillation camera components
• Computer(s)
Acquisition
Patient Table
Pallet
Accessories
Processing
Acquisition & processing
Physicians viewing
Nal(TI) Scintillator
Sensitive material for
gamma ray detection
Large rectangular (40
x 50 cm), thin (9.5
mm) crystal*
Converts gamma ray
energy into visible
Nal(TI) Crystal
• Advantages
Disadvantages
85% sensitivity @ 140 keV
Hygroscopic (requires hermetic
seal)
Moderate energy resolution
•
(9-10% @ 140 keV)
Limiting component in count rate
performance (200 nSec
scintillation decay time)
Moderate cost
PMT array
Side
View
PMTs are arranged in a close-packed
array to cover the crystal surface
PMT Cross Sections
Circular
Hexangonal
Square
FOV
30 x 40 cm
40 x 55 cm
3" PMTs
28
55
2" PMTs
60
120
Analog position electronics
Position-based
Signal Weights
Position
Signal
(x or y)
X/Z
Y/Z
Weighted
Sum
Normalized
Position
Signal
(x or y)
Normalization
Energy
Signal (Z)
Total
Sum
Pulse
Height
Analyzer
PULSE HEIGHT ANALYZER
POSITION
SIGNALS
ENERGY
SIGNAL
Y
Z
X
.
.
.
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.
.
PMT ARRAY
NaI(Tl)
Crystal
COLLIMATOR
X
.
Y
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10
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Image Display
Collimation
Purpose: To project gamma ray distribution
onto the detector
Basic design
Distance performance
Spatial resolution vs. count sensitivity
Collimator design
Image forming aperture of the scintillation camera.
Limiting component in spatial resolution & count sensitivity.
Collimators are fabricated from lead.
25 mm
1.2 mm
Gamma rays that hit the septa are absorbed.
Collimator performance
Count sensitivity
~ 1/5,000 gamma rays are
transmitted
Requires short holes with large
diameters
Inverse relationship with
resolution
Spatial resolution
6 - 12 mm FWHM @ 10 cm
Requires long holes with small
diameters
Distance dependent
Spatial resolution
Dependence on source to collimator
distance
5 cm
10 cm
15 cm
20 cm
25 cm
30 cm
Energy correction
Before energy correction
After energy correction
Corrects for the difference in energy responses within and between
PMTs
Digitize local spectra (e.g. @ 64 x 64 locations)
Set local photopeak windows
Event must fall within local window
Linearity correction
Event location is estimated as
x’,y’
Before linearity correction
Image a known rectangular hole pattern
Calculate x & y correction offsets
Interpolate values over entire field
New location
x = x’ + Dx’
y = y’ + Dy’
After linearity correction
Linearity correction
Before correction
After correction
Correcting the mispositioning of events (spatial linearity) has a profound
effect on field uniformity.
Uniformity correction
Energy & linearity correction
Energy, linearity & uniformity correction
After energy and linearity corrections are performed, residual nonuniformities are corrected using a reference flood image.
The high count reference flood image is used to regionally weight
events.
Scintillation camera performance
specifications
Field uniformity (2% - 4%)
Intrinsic spatial resolution (3.5-5.5 mm)
System spatial resolution at 10 cm (8-12 mm)
Energy resolution (9-10%)
Multi-energy window spatial registration (< 2
mm)