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

SPECT - Single photon emission computed tomography

Tomografia computadorizada por emissão de fóton único

É uma técnica tomográfica de imagem médica que combina efeitos damedicina nuclear com a tomografia computadorizada.

Definições e histórico

Nesta técnica, um radiofármaco emissor de radiação gama éadministrado no paciente, que passa a conter a fonte de irradiaçãointerna ao seu corpo.

O paciente é alojado em uma câmera gama para detecção da radiação eformação 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 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;

Colimador

Fotomultiplicadores

Cristais

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);(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 aocomputador da posição dela nos eixos X e Y;

• Esse posicionamento (X e Y) indicará a tonalidade do pixel paraformação 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 funcionalidadede 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

PET- Positron Emitted Tomography

Tomografia por emissão de pósitron

É uma técnica tomográfica de imagem médica que combina efeitos damedicina nuclear com a tomografia.

Definições e histórico

Nesta técnica, um radiofármaco com partículas beta+ é administrado nopaciente.

As partículas beta+ reagem com elétrons em sítios específicos doorganismo 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;

• 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.

Cristal BGO

Formação da imagem

A imagem é formada pelaemissão dos pósitronspelos radionúcleos fixadosnos órgãos do paciente;

O computador reconstróiO computador reconstróios locais de emissão depósitrons a partir dasenergias e direções decada par de raios gamas;

Gerando imagenstridimensionais (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;• Oxigênio-15 – Utilizado nos estudos do cérebro;

• Rubídio 82 – Utilizado em estudos de perfusão cardíacos.

É necessário um cíclotron para produzircontinuamente o Flúor-18, que possui uma meiavida de 2h.

PET no BrasilNo 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 • 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 necrose miocárdica recente;

• Pesquisa de miocardite;

• Estudo de inervação miocárdica.

Cintilografia de Perfusão

Repouso/Estresse

Anger camera

�Hal O. Anger invented

the scintillation

camera in 1958

�Established basic

design:

– NaI(Tl) crystal

– PMT array

– Position weighted

signals

Hal O. Anger

Scintillation camera components

• Detector

� NaI(Tl) crystal

� Photomultiplier tube (PMT) array

Collimator

� Low energy

� Medium energy� Photomultiplier tube (PMT) array

� Analog-to-digital converters

(ADCs)

� High energy

� Axial shields (coincidence imaging)

� Pinhole

Overview

PULSEHEIGHT

ANALYZERPOSITIONSIGNALS

ENERGYSIGNAL

X Y Z. . . . . . .

Image Display

COLLIMATOR

NaI(Tl)Crystal

PMT ARRAY

Scintillation camera components

• Computer(s)

� Acquisition

� Processing

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

� 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 SectionsPMTs are arranged in a close-packed array to cover the crystal surface

SideView

Circular

FOV 3" PMTs 2" PMTs

30 x 40 cm 28 6040 x 55 cm 55 120

Hexangonal

Square

Analog position electronics

PositionSignal (x or y)

NormalizedPosition

Position-basedSignal Weights

WeightedSum

TotalSum

(x or y)

EnergySignal (Z)

Normalization

PositionSignal (x or y)

X/ZY/Z

PulseHeightAnalyzer

POSITIONSIGNALS

ENERGYSIGNAL

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

�Spatial resolution vs. count sensitivity

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

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 cm5 cm

10 cm

15 cm

20 cm

25 cm

30 cm

Energy correction

� Corrects for the difference in energy responses within and betweenPMTs

� Digitize local spectra (e.g. @ 64 x 64 locations)� Set local photopeak windows� Event must fall within local window

Before energy correction After energy correction

Linearity correction

Event location is estimated as x’,y’

New locationx = x’ + Dx’y = y’ + Dy’

� Image a known rectangular hole pattern

� Calculate x & y correction offsets

� Interpolate values over entire field

Before linearity correction After linearity correction

Linearity correction

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

Before correction After correction

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.

Energy & linearity correction Energy, linearity & uniformity correction

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

mm)