Universidade Estadual Paulista “Júlio de Mesquita Filho”

Faculdade de Medicina de Botucatu

Departamento de Doenças Tropicais e Diagnóstico por Imagem

Curso de Bacharelado em Física Médica

Laboratório de Medicina Nuclear

Estudo dirigido n.º 2

Docente Responsável:

Prof.ª Dr.ª Beatriz Lotufo Griva

Alunos:

Anderson Akira Arima

Danielle Pereira Wiecek

Luciana Cardoso Matsushima

Paulo Roberto da Fonseca Filho

Botucatu, outubro de 2006.

1

1. Introdução

A constante necessidade de obter diagnósticos e prognósticos cada vez mais

seguros impulsionou a produção de grande variedade de técnicas de imagens médicas.

Desde imagens estáticas até funcionais, boa parte dos métodos de imagem faz uso de

radiação ionizante para penetrar o corpo do paciente e obter alguma informação

anatômica ou fisiológica, mas nenhuma dessas técnicas o faz com tamanha

sensibilidade aos mecanismos fisiológicos humanos e com tão baixa dose de radiação

no paciente, o que consolida a medicina nuclear como ferramenta padrão (gold

standard) em muitos campos da clínica e da pesquisa.

A prática da medicina nuclear envolve a administração via intravenosa,

inalatória ou oral de componentes marcados com traçadores radioativos (radionuclídeos

emissores ou +), os quais são usados para obter informações sobre várias patologias.

Ao decair, o radionuclídeo dá origem a um raio com energia suficiente para

atravessar o corpo do paciente sem sofrer muitas interações (espalhamento ou

atenuação) até atingir o detector. O sistema de detecção mais comum é a Gama Câmara

(ou Câmara Anger), que é composta por um cristal cintilador de Iodeto de Sódio

dopado com Tálio (NaI-Tl), tubos fotomultiplicadores e um aparato computacional para

análise dos fótons e processamento das imagens.

Deste modo, a estrutura mínima de um centro de medicina nuclear envolve uma

sala quente, onde os radiofármacos são preparados, uma sala de realização de exames e,

em casos de serviços que ofereçam terapia, quartos de internação devidamente

blindados.

Toda essa estrutura exige que o serviço garanta a qualidade dos procedimentos

realizados, isso é feito através de testes de controle de qualidade periódicos, envolvidos

num Programa de Garantia de Qualidade que requer que cada um dos equipamentos

utilizados requer testes específicos e com periodicidade adequada.

Como a segunda parte dos relatórios da disciplina de “Laboratório de Medicina

Nuclear”, oferecida ao curso de bacharelado em Física Médica, são apresentados os

testes de controle de qualidade em câmaras de cintilação, nos quais estão incluídos os

2

seguintes testes de análise do fotopico, uniformidade, linearidade e resolução de uma

câmara de cintilação, ou gama-câmara.

2. Objetivo

O objetivo deste primeiro conjunto de aulas práticas foi analisar os dados de

medidas realizadas entre 19/05/2001 e 22/10/2005 nos testes de uniformidade,

linearidade, resolução, e analisador de altura de pulso de câmaras de cintilação (gama-

câmaras), internacionalmente padronizados pela Agência Internacional de Energia

Atômica através do TecDoc 602 “Quality control of nuclear medicine instruments

1991” [1].

3. Fundamentos Teóricos

3.1 Gama Câmara

Um sistema de formação de imagens com gama câmera tem como principais

componentes um cristal cintilador, um guia de luz e um conjunto de tubos

fotomultiplicadores. As principais diferenças entre um sistema de imagens e os

contadores comumente utilizados em serviços de medicina nuclear ficam evidentes na

presença de um colimador que utilizado para definir a direção dos raios-detectados e

no arranjo de tubos fotomultiplicadores.

O colimador geralmente consiste numa placa de chumbo que contenha um

grande número de orifícios. Controlando quais fótons são aceitos, o colimador forma

uma imagem projetada na superfície do cristal. Os fótons de luz gerados pelo cristal são

“vistos” pela matriz de fotomultiplicadoras e posicionados na imagem por um circuito

de posicionamento lógico por meio de média ponderada dos sinais. Cada evento é

também analisado por um analisador de altura de pulso para evitar que fótons

espalhados sejam considerados, de modo que quando um fóton cai na janela de energia,

o sistema o considera nos cálculos de posicionamento, caso contrário, o evento é

ignorado. Sistemas mais modernos consideram também um limiar antes de fazer a

análise de altura do pulso, ou seja, fótons com energia menores que um limiar são

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automaticamente ignorados. As imagens são exibidas em um computador que permite

os ajustes de brilho e contraste e/ou a seleção de outros mapas de cores.

Todo esse sistema pode ser utilizado tanto para adquirir imagens estáticas, nas

quais a distribuição de um radiunuclídeo é medida para gerar imagens de órgãos de

interesse ou imagens de corpo todo (rastreamento de metástases, por exemplo), assim

como podem ser feitos estudos dinâmicos, nos quais as mudanças na distribuição do

radionulcídeo são acompanhadas, de modo a receber informações fisiológicas

(assimilação ou “clearance”, por exemplo). Imagens dinâmicas também podem ser

sincronizadas com medidas de eletrocardiograma para adquirir imagens de diferentes

pontos do ciclo cardíaco.

3.1.1 Detectores

A gama-câmara usa um detector único com ampla área de sensibilidade.

Usualmente, o cristal possui entre 6 e 12,5 mm de espessura por um diâmetro entre 25 e

50 cm. Mesmo que formas retangulares também estejam disponíveis, as mais comuns

mantêm a forma circular.

O cristal é coberto por um material altamente refletivo, como TiO2, para

maximizar a saída de luz e por um fino revestimento de alumínio para selar

hermeticamente o cristal evitando umidade. Um vidro na região posterior do

revestimento de alumínio permite que a luz da cintilação chegue até os tubos

fotomultiplicadores.

A escolha do material cintilador, assim como sua espessura, é um compromisso

ente a sensibilidade (que aumenta com a espessura) e a resolução espacial (que decresce

com o aumento da espessura), de maneira que instrumentos para uso geral possuem

cristais com espessuras próximas a 9,5 mm, embora 6 mm de espessura sejam

suficientes para realizar estudos com 99mTc ou 201Tl.

Os tubos fotomultiplicadores (TFM) possuem diâmetro em torno de 5 cm e são

acoplados oticamente ao cristal com um adesivo baseado em silicone ou graxa. O

arranjo desses tubos, cuja quantidade empregada varia entre 30 e 100, é feito usando

um padrão exagonal, de modo a cobrir a maior região possível do cristal.

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Nos TFM, os fótons de cintilação produzidos no cristal incidem sobre uma

superfície metálica produzindo, por efeito fotoelétrico, elétrons que são acelerados em

direção a dinodos próximos por um gradiente de diferenças de potencial. Nessa

aceleração e colisão, novos elétrons são gerados a cada dinodo atingido, de modo a

amplificar o pulso de corrente que é detectada pelo eletrodo no final do circuito.

Como o tubo trabalha com elétrons em movimento, os TFM se tornaram ultra-

sensíveis às variações de intensidade no campo magnético terrestre, variações que

existem quando o detector é posicionado para cada exame. Esse problema foi resolvido

com o encapsulamento dos TFM em uma pequena blindagem magnética, mas mesmo

assim, as gama-câmaras permanecem sensíveis aos intensos campos magnéticos de

equipamentos de ressonância magnética, mesmo sendo contínuos.

Na maioria dos sistemas modernos, boa parte da eletrônica (como pré-

amplificadores e analisador de altura de pulso) são montados diretamente sobre nas

bases dos TFM, o que reduz distorções nos sinais.

3.1.2 Formação de imagens

A quantidade de luz detectada por um TFM em particular é inversamente relacionada

com a distância entre a interação e o tubo, ou seja, quanto mais distante a interação do

tubo, menor é a luz detectada. Idealmente, a relação entre a amplitude do sinal

detectado e sua localização em relação ao centro do TFM seria linear, o que permitiria a

localização precisa da interação por meio da média ponderada.

Câmaras analógicas determinavam a posição da interação distribuindo os sinais

de interação em quatro eixos (X+, X-, Y+ e Y-), onde a fração do sinal que vai para

cada detector é determinado pelo valor dos resistores no circuito da figura XX, já que a

lei de Ohm fornece que a corrente é proporcional a 1/R; a escolha dos valores de R na

figura XX é feita para garantir resposta linear com a variação da direção.

Esses sinais, X+, X-, Y+ e Y-, são combinados de modo a obter as posições em

X e em Y pelas equações XX e XX:

Colocar figura

Colocar equações

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Colocar equações

as posições X e Y são normalizadas pelo total dos sinais em cada direção de modo que

a localização não seja dependente da altura do pulso [2].

Todavia, as equações XX e XX não fornecem um “mapeamento” perfeito da

posição da fonte porque o sinal da TFM não varia linearmente com a posição da

interação, o que é agravado por não-uniformidades no cristal e reflexões na borda do

cristal, requerindo correções para cada um dos efeitos. Em sistemas digitais o sinal de

saída de cada TFM é distretizado e a posição calculada via software, processo

semelhante ao empregado para os sistemas análogos.

3.1.3 Seleção de energia

A seleção de energia para um sistema de cintilação é feita através de um circuito

PHA (photon height analiser) e é importante para discriminar os fótons espalhados pelo

corpo do paciente ou até mesmo pelo ar, o que geraria artefatos na imagem já que

fótons espalhados perdem sua informação posicional. Essa seleção é feita aplicando-se

uma janela de seleção no espectro detectado por cada TFM, de modo que a escolha de

uma janela estreita centrada no fotopico garante que somente fótons sem ou com pouco

espalhamento sejam levados em consideração.

Uma primeira “aproximação” para tanto é usar a discriminação pela altura do

pulso. Todavia, as não-uniformidades no cristal, deficiências na detecção de luz e

ganhos diferentes dos TFM fazem com que o fotopico varie um pouco em pontos

distintos do cristal, o que requer que a janela do discriminador seja adequada a essas

variações. Outra solução, disponível em algumas câmaras digitais apenas, é levar em

consideração essas variações analisando diferentes pontos do cristal de maneira que,

quando as posições X e Y são calculadas, os parâmetros do discriminador são

computados levando em consideração a região de interação. Geralmente a janela

energética dos sistemas está entre 9 e 10% para energias em torno de 140 KeV (99mTc).

3.1.4 Colimadores

Para obter imagens com um sistema de cintilação, é necessário projetar a

distribuição de radiação no detector da câmara, o que não pode ser feito com um

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conjunto de lentes mas com colimadores de absorção. Esses colimadores projetam essa

distribuição da radiação no detector permitindo a passagem de fótons somente em

algumas direções, o que pode explicar a qualidade relativamente baixa das imagens de

medicina nuclear, já que a maioria dos fótons que atinge o sistema é absorvida no

colimador.

Há quatro tipos de colimadores empregados em medicina nuclear: pinhole,

septos paralelos, convergentes e divergentes. Um colimador tipo pinhole, consiste de

uma pequena abertura em um pedaço de chumbo, tungstênio ou outro metal absorvedor

localizado no final de um cone de altura em torno de 25 cm, sendo que a base maior do

cone é posicionada sobre o cristal e a menor sobre o objeto do qual se deseja uma

imagem. O princípio de funcionamento é o mesmo de câmeras fotográficas tipo

“caixa”, em que os fótons passantes pelo pinhole projetam uma imagem invertida da

distribuição no detector e a imagem é magnificada. Sua aplicação é mais comum em

casos de imagem de pequenos órgãos (tireóide ou coração) e pequenos animais.

O colimador de septos paralelos é o colimador mais comum nos serviços. Ele

fornece uma projeção de mesmo tamanho que a fonte e a espessura de cada septo ou da

parede entre eles é um dos fatores determinantes na qualidade, principalmente, na

resolução da imagem.

Colimadores divergentes possuem septos que divergem da face do detector,

projetando imagens reduzidas e diretas da distribuição de radionuclídeos no detector. O

grau de redução da imagem depende da distância entre parte anterior do colimador e o

ponto de convergência, da distância fonte-colimador e da espessura do colimador. Seu

emprego foi mais amplo para sistemas com detectores pequenos, onde possibilitava

obter imagens de grandes órgãos (fígado ou pulmão) em uma única aquisição.

Finalmente, o colimador convergente possui septos que convergem para um

ponto cerca de 40 cm a frente do colimador, o que fornece uma imagem direta e

magnificada da fonte. Se a fonte estiver a mais de duas vezes o ponto de convergência,

a imagem apresentada é invertida.

Para escolher qual colimador utilizar tem-se que ponderar a respeito da

sensibilidade e da resolução desejadas e da energia do radionuclídeo a ser empregado

para o estudo.

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3.1.5 FOV

O campo de visão (FOV) de uma gama câmara é uma caraterística importante

porque determina o quanto do corpo do paciente pode ser “imageado”. O FOV depende

do tamanho do cristal, do tipo de colimador e, em alguns sistemas, da distância fonte-

sensor [3]. O campo de visão de um equipamento de medicina nuclear é dividido em

duas partes: o UFOV (porção útil do campo de visão), que corresponde ao campo de

visão da gama-câmara após desconsiderar a parcela da face da câmara afetada pelo

efeito de borda.e o CFOV (porção central do campo de visão) que corresponde a 75%

da área do UFOV.

3.2 Testes de controle de qualidade

A execução dos testes de controle de qualidade nas câmaras de cintilação é

devido a diversos fatores, tais como obtenção de imagens cintilográficas precisas e

fidedignas, correção de problemas nas imagens antes que as mesmas alterem as

imagens clínicas, comparação de parâmetros obtidos com as especificações do

fabricante através da normatização NEMA (National Electrical Manufacturer’s

Association) e determinação da freqüência e a necessidade de recalibração ou de uma

manutenção preventiva.

Abaixo segue uma tabela que ilustra a periodicidade dos testes de controle de

qualidade realizados nos sistemas detectores de Medicina Nuclear.

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Tabela 1: Principais testes de controle de qualidade realizados nos sistemas

detectores de Medicina Nuclear e suas freqüências

Testes Diário Semanal Trimestral SemestralUniformidade de campo

X

Radiação de fundo

X

Inspeção mecânica do SPECT

X

Resolução e Linearidade espacial plana

X

Centro de rotação

X

Resolução energética

X

Resolução espacial com múltiplos picos

X

Tamanho de pixel

X

Uniformidade do sistema

X

Sensibilidade X

Taxa máxima de contagem

X

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3.2.1 Uniformidade

O teste de uniformidade de campo consiste em analisar a capacidade da câmara

em produzir uma imagem uniforme, quando submetida a um fluxo uniforme de fótons,

esperando encontrar na imagem de uma fonte plana uma densidade de contagem

constante em toda sua extensão. Os testes de uniformidade padronizados em duas

modalidades: Intrínseca e Extrínseca.

Uniformidade intrínseca

O teste de uniformidade intrínseca baseia-se na aquisição de imagens de campo

sem a presença de um colimador e não requer fonte plana. São utilizadas fontes de

baixa atividade (250 a 500 µCi) e a distância da fonte deve ser aproximadamente cinco

vezes o diâmetro do detector. Esse teste permite identificar possíveis problemas

referentes às fotomultiplicadoras e/ou ao próprio cristal.

Para algumas câmaras com dois ou mais detectores, esta metodologia é inviável

porque não é possível posicionar a fonte na distância requerida. Nestes casos, utiliza-se

um phantom plano (flood phantom) diretamente sobre o sensor. Durante as manobras

com o colimador, o cristal fica exposto, podendo acarretar, danos ao mesmo.

Uniformidade extrínseca

O teste de uniformidade extrínseca baseia-se na aquisição de imagens de campo

com a presença de um colimador. Primeiramente, fontes planas de alta atividade

(aproximadamente 10 mCi) líquidas de 99-mTc ou sólidas (57Co) são posicionadas sobre

o detector e o colimador. A seguir, a atividade dessa fonte é captada até que se atinja

uma quantidade de contagens desejada.

Algumas vantagens desse teste é que o cristal fica protegido e pode ser realizado

com câmaras multi-detectores. Ele revela qualquer defeito ou problema proveniente do

colimador e, por ser rotineiro, há uma maior praticidade pelo fato dele ser realizado

sem a necessidade de se retirar o colimador. A distância fonte-detector deve ser

aproximadamente 5 a 10 cm.

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Há duas formas de quantificação da uniformidade: uniformidade integral e

uniformidade diferencial. Na Uniformidade Integral utiliza-se dois valores de contagens

máxima e mínima nos pixels da imagem e é definido como:

1

em que: Max. é a taxa de contagem máxima e Min. é taxa de contagem mínima na

imagem.

Já na quantificação via Uniformidade Diferencial, utiliza-se das diferenças

máxima e mínima entre os valores de contagens encontrados em cinco pixels

consecutivos de uma linha ou de uma coluna da imagem, e é definida como:

2

em que Max* é a taxa de contagem máxima e Min* é a taxa de contagem mínima para

valores referentes a 5 pixels contíguos em linha ou coluna.

Esse parâmetro é calculado tanto para o UFOV como para o CFOV e seus

valores mais comuns estão entre 2 a 4%.

3.2.2 Linearidade

A linearidade na resposta avalia a capacidade da câmara na determinação com

exatidão da posição de interação do fóton dentro do cristal, ou seja, uma fonte linear

reta deve ser reproduzida como uma linha reta na imagem. Esse teste é verificado com

phantoms do tipo: quadrante de barras, furos ortogonais, fontes lineares, etc.

As medidas são feitas em várias orientações do padrão de teste, rotacionanado-

se o phantom em 90º a cada aquisição, para proporcionar medidas de linearidade em

ambas direções X e Y.

A linearidade é medida como a razão entre o desvio máximo da posição da

fonte linear na imagem em relação à posição real e o comprimento da fonte, ou seja, o

desvio da distância medida di entre duas fendas da distância real D entre elas calculada

para cada linha i na imagem. As médias e os desvios padrões são calculados para as

direções X e Y para o UFOV e o CFOV e são definidos como:

11

3

4

Não é fácil detectar pequenas irregularidades na linearidade utilizando essas

técnicas, portanto os testes de uniformidade geralmente são melhores para a revelação

desses problemas [2].

3.2.3 Resolução espacial

Resolução espacial nada mais é do que a capacidade de um sistema de

“resolver” pequenas estruturas numa imagem. Em medicina nuclear dois conceitos de

resolução são utilizados: resolução intrínseca e resolução extrínseca; analogamente aos

conceitos de uniformidade e linearidade, o termo intrínseco refere-se ao sistema sem

colimador e o termo extrínseco refere-se ao sistema com colimador.

Esse teste é importante para avaliar qual é a ordem de grandeza da dimensão

dos objetos que o sistema consegue diferenciar numa imagem, dando segurança para o

diagnóstico. A metodologia empregada é bastante simples, quando um phantom de

barras é posicionado sobre o sistema e a cada 15 milhões de contagens é obtida uma

imagem e o phantom é rotacionado até que todos os quadrantes do phantom tenham

passado por todos os quadrantes do detector.

A Resolução Intrínseca é determinada sem o uso de colimador usando o teste de

linearidade como padrão, a largura das faixas em um phantom nesse tipo teste é de

aproximadamente um milímetro, esse valor é significativamente menor do que é

esperado para a medida de resolução.

Uma fonte pontual (usualmente 99mTc ou 57Co) é posicionada a uma distancia

igual a cinco vezes o diâmetro da câmara para garantir que a irradiação do cristal seja

uniforme. Os dados são adquiridos com a taxa da contagem do sistema abaixo de 30000

captações (<10000 captações para uma gama-câmara com pequeno campo de visão).

Dois grupos de imagens são feitos, com uma rotação de 90 graus no teste padrão de

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modo que a resolução de X e de Y seja medida. Os dados são adquiridos até que o pico

tenha pelo menos 1000 contagens. As imagens são adquiridas em uma matriz cujo

tamanho do pixel tenha pelo menos 1/10 da resolução esperada.

No caso de experimentos para determinação da resolução extrínseca, utiliza-se

um phantom plano (flood phantom) para simular uma fonte plana que é posta sobre o

phantom de barras. O procedimento de rotacionar o padrão de barras é análogo ao

aplicado no teste de resolução intrínseca, assim como a análise dos resultados.

A avaliação dos resultados é feita visualmente, em que o operador do sistema

observa na tela, ou no filme, qual o menor padrão de linhas que é possível de ser

diferenciado e conclui qual é a resolução espacial do sistema, tanto intrínseca como

extrínseca.

Outra maneira de se obter a resolução de um sistema é através da largura a

meia-altura (FWHM) da imagem de uma fonte pontual, adquirida para o isótopo em

questão. Os testes de resolução feitos com o colimador (extrínsecos) devem ser

repetidos para cada colimador de interesse no serviço.

4. Materiais

O Serviço de Medicina Nuclear do HCFMB/Unesp possui três câmaras de

cintilação, sendo uma analógica CGR e duas digitais: GE Millenium de detector duplo

e Siemens Orbiter de detector único. Os teste são realizados com auxílio de um phatom

plano (flood phantom) Nuclear Asssociates, phantom de barras e uma fonte pontual.

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5. Resultados

Abaixo seguem os resultados obtidos nos testes de uniformidade, linearidade,

resolução intrínsecas e extrínsecas.

Figura 1: Resultados dos testes de uniformidade, linearidade, resolução intrínsecas e

extrínsecas.realizados dia 19/05/2001 na câmara de cintilação CGR.

Figura 2: Resultados dos testes de uniformidade, linearidade, resolução intrínsecas e

extrínsecas realizados dia 14/12/2002 na câmara de cintilação CGR.

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Figura 3: Resultados dos testes de uniformidade, linearidade, resolução intrínsecas e

extrínsecas realizados dia 03/04/2004 na câmara de cintilação CGR.

Figura 4: Resultados dos testes de uniformidade, linearidade, resolução intrínsecas e

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extrínsecas realizados dia 05/06/2004 na câmara de cintilação CGR.

Figura 5: Resultados testes de uniformidade, linearidade, resolução intrínsecas e

extrínsecas realizados dia 17/07/2006 na câmara de cintilação CGR.

Figura 6: Resultados dos testes de uniformidade intrínseca e extrínseca realizados dia

22/10/2005 na câmara de cintilação Orbiter.

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Figura 7: Resultados dos testes de linearidade e resolução extrínsecas realizados dia

22/10/2005 na câmara de cintilação Orbiter.

Figura 8: Resultados dos testes de linearidade e resolução extrínsecas realizados dia

17

22/10/2005 na câmara de cintilação Orbiter.

Figura 9: Resultados dos testes de linearidade e resolução intrínsecas realizados dia

22/10/2005 na câmara de cintilação Orbiter.

6. Discussão

Nos testes realizados no dia 19/05/2001, observa-se que ocorrem pequenas

distorções no eixo X que provavelmente foram corrigidas na interface do sistema. Nota-

se que o filme apresenta manchas provavelmente oriundas da impressora de filme.

No dia 14/12/2002, os testes de uniformidade apresentaram algumas

irregularidades que foram corrigidas e o sistema mostrou-se adequado para uso na

rotina clínica. Enquanto que no dia 03/04/2004 alguns defeitos surgem na imagem, os

quais provavelmente são devidos a falhas de algum TFM. Esses defeitos refletem em

alterações visíveis nas linearidades intrínseca e extrínseca do sistema na região

circunvizinha ao TFM com defeito. Mesmo assim, os testes de resolução mostram-se

adequados aos padrões.

O mesmo sistema foi avaliado novamente no dia 05/06/2004 e voltou a

apresentar problemas na região anteriormente descrita devidos à troca do TFM. Nas

18

imagens de uniformidade, nota-se um pequeno aumento na intensidade dos pixels da

região em questão. Isso pode ser resolvido manualmente pela engenharia com a devida

calibração do ganho do TFM. Esse mesmo defeito acaba por comprometer o resultado

dos testes de linearidade intrínseca e extrínseca, conforme se pode observar nas

imagens.

A mais recente avaliação, datada de 17/07/2006 apresenta como resultados

pequenas alterações nas imagens nos testes de linearidade e resolução extrínsecas

realizados por provável defeito em uma das TFM.

O teste do analisador de altura de pulso em todos os dias avaliados apresentou

resultados coerentes com as normas padrão e sua variação foi pequena (entre os canais

103 e 104), assim como a resolução energética apresentada está de acordo com as

normas internacionais.

O outro sistema avaliado nesse mesmo período, a câmara de cintilação Siemens

Orbiter apresentou em 22/10/2005 boa qualidade de imagens de uniformidade,

adequadas resolução e linearidade.

7. Conclusão

Baseados nos resultados apresentados, os alunos deste grupo entendem que os

sistemas de diagnósticos de medicina nuclear empregados no HCFMB estão adequados

e de acordo com a legislação vigente.

8. Referências Bibliográficas

[1] AGÊNCIA INTERNACIOANAL DE ENERGIA ATÔMICA; TecDoc-602:

Quality control of nuclear medicine instruments, 1991.

[2] CHERRY, S.R.; SORENSON, J.A.; PHELPS, M.E.; Physics in Nuclear

Medicine, 3ª ed. , 523p., 2003, Saunders.

[3] SPRAWLS, P.; Physical Principles of Medical Imaging, Ed. Madison:

Medical Physics Publishing, 1995.

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9. Anexos

Esta parte do presente relatório foi reservada para apresentar o modelo de laudo

para controle de qualidade de câmaras de cintilação, segundo a Agência Internacional

de Energia Atômica [1].

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