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

Relatório de aulas n.º 3

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.

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Sumário

1. Introdução.................................................................................................................3

2. Objetivo....................................................................................................................3

3. Fundamentos Teóricos..............................................................................................4

3.1 Testes de controle de qualidade............................................................................6

3.1.1 Sensibilidade.....................................................................................................6

3.1.2 Centro de rotação..............................................................................................8

4. Materiais...................................................................................................................9

5. Resultados.................................................................................................................9

6. Discussão................................................................................................................11

7. Conclusão...............................................................................................................12

8. Referências Bibliográficas......................................................................................12

Lista de figuras

Figura 1: Esquema experimental para teste de sensibilidade..........................................8

Figura 2: Esquema experimental para o teste do centro de rotação.................................9

Figura 3: Resultados do teste de centro de rotação realizado na câmara de cintilação GE

Millenium.......................................................................................................................11

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1. Introdução

Dentre os mais diversos módulos de aquisição de imagens, desde imagens

estáticas até funcionais (dos quais boa parte faz uso de radiação ionizante) , para obter

informações anatômica ou fisiológica, a medicina nuclear destaca-se por apresentar

grande tamanha sensibilidade aos mecanismos fisiológicos humanos e proporcionar

baixa dose de radiação no paciente. Sua prática envolve a administração de

componentes marcados com traçadores radioativos (radionuclídeos emissores ou +)

que, ao decair, dão origem a raios 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, 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. A esse

sistema são aplicados testes de controle de qualidade específicos para assegurar a boa

qualidade de diagnóstico em Medicina Nuclear.

Como terceira 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

seguintes testes de sensibilidade e centro de rotação (para equipamentos tomográficos).

2. Objetivo

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

sensibilidade e centro de rotação para equipamentos tomográficos, internacionalmente

padronizados pela Agência Internacional de Energia Atômica através do TecDoc 602

“Quality control of nuclear medicine instruments 1991” [1].

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3. Fundamentos Teóricos

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

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.

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

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

mantêm a forma circular. Esse 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.

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.

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. Enquanto isso, 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. [2,3]

3.1 Testes de controle de qualidade

3.1.1 Sensibilidade

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O teste de sensibilidade é realizado para cada um dos diferentes tipos de

colimadores empregados no Serviço em questão para testar quanto de contagem o

sistema é capaz de detectar a partir de uma determinada atividade contida no simulador,

cerca de 1 mCi. Segundo legislação vigente e protocolos internacionais [1], o teste de

sensibilidade deve ser repetido a cada semestralmente.

Geralmente, a sensibilidade de colimadores de baixa energia é realizada com 99mTc (Eγ= 140 keV), enquanto para colimadores de média energia emprega-se 111In

(Eγ=172,247 keV), e 131I (Eγ=364keV) para colimadores de altas energias. A fonte é

plana e constitui-se de uma solução de radionuclídeo com atividade total conhecida que

é homogeneizada no interior de um disco de acrílico com 10 cm de diâmetro com 1 cm

de espessura. A baixa espessura visa minimizar a absorção de energia pela própria

fonte.

A fonte é posicionada sobre o colimador selecionado, e a seguir, registra-se a

imagem correspondente após um determinado tempo de exposição do detector. A

sensibilidade é calculada, primeiramente, selecionando circularmente uma região de

interesse na imagem da fonte (que contém cerca de 10 milhões de contagens, com

tempo de aquisição próximo a 30 segundos) e medindo-se todas as contagens para essa

região. Posteriormente, retira-se a fonte plana e uma segunda imagem é registrada para

medir a radiação de fundo (BG), empregando-se o mesmo valor de tempo de exposição

utilizado para a fonte plana (30 segundos) e medindo-se as contagens para a mesma

região de interesse. Para fins de correção de decaimento da fonte, todos os instantes

iniciais de aquisição das imagens são anotados para cálculos posteriores.

A equação para cálculo da sensibilidade é dada por:

O valor encontrado para esse teste geralmente se situa entre 1 e 1,5x10 -4

contagens/s.Bq ou 0.01% e 0.015%, ou seja, deve manter-se o mais constante possível.

O arranjo experimental do teste é apresentado abaixo na figura 1.

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Figura 1: Esquema experimental para teste de sensibilidade.

3.1.2 Centro de rotação

O teste de centro de rotação (CR) é realizado somente para equipamentos de

SPETC, os quais estão habilitados para gerar imagens tomográficas do paciente. Esse

teste objetiva a verificação de alterações mecânicas no eixo de rotação do detector, o

que pode gerar sérios artefatos na imagem e comprometer seriamente o diagnóstico.

O procedimento para realização desse teste envolve o posicionamento de uma

fonte pontual (que na rotina é substituída por uma seringa) com atividade conhecida e

que é posicionada sobre a mesa um pouco deslocada em relação ao centro do eixo

horizontal, sendo o alinhamento feito visualmente em relação ao plano perpendicular ao

detector. Em seguida, são feitas as aquisições de dados como num procedimento

normal de SPETC cardíaco (empregando colimador de alta resolução) e as variações de

posição da fonte são registradas para posterior análise. O limite de tolerância para essas

variações é de + 1 mm. O arranjo experimental do teste é apresentado abaixo na figura

2, onde nota-se a fonte deslocada do centro de rotação.

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Figura 2: Esquema experimental para o teste do centro de rotação.

4. Materiais

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

cintilação digitais: GE Millenium de detector duplo e Siemens Orbiter de detector

único. Os teste são realizados com auxílio de um phatom plano (em forma de disco com

10 cm de diâmetro de 1 cm de altura) e uma fonte pontual.

Para o teste de sensibilidade, realizado na Siemens Orbiter, foram utilizados

dois colimadores, um de baixa energia e alta resolução (LEHR) e outro de baixa energia

e propósito geral (LEAP). Para evitar contaminação do contaminador utiliza-se

revestimento plástico sob a fonte. No teste de centro de rotação empregou-se colimador

de alta resolução para a GE Millenium.

5. Resultados

Abaixo seguem os resultados obtidos nos testes de sensibilidade e centro de

rotação.

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5.1. Sensibilidade

Atividade da fonte: 1,28 mCi às 09:44

Atividade do rejeito na seringa: 6,064 Ci às 09:45

Tabela 1: Contagens da fonte e da radiação de fundo para dois colimadores.

Colimador Contagens Horário

LEHR Fonte 104749 10:25

BG 304 10:25

LEAP Fonte 163117 10:34

BG 292 10:34

Corrigindo a atividade da fonte, e calculando a contagem líquida para cada caso,

tem-se:

5.2 Centro de rotação

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Figura 3: Resultados do teste de centro de rotação realizado na câmara de cintilação

GE Millenium.

6. Discussão

Uma vez que os testes de sensibilidades são realizados para fins de comparação

durante a vida útil do equipamento, o grupo não possuía referências para dizer se o

equipamento foi aprovado ou não, embora seja importante que o equipamento

mantenha sempre os mesmos valores de sensibilidade, o que indica a estabilidade do

funcionamento do equipamento. É importante que haja concordância entre as medidas e

os valores fornecidos pelo fabricante no ato da compra.

No que diz respeito ao teste de centro de rotação, o grupo observou que o

equipamento GE Millenium não apresentou grandes variações de posição no eixo x

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(menores que 1 mm). Para o eixo y, nota-se que ocorrem pequenas variações de

posição, que em alguns casos tornam-se relevantes por variarem 100% além do limite

de 1 mm.

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, embora recomenda-se manutenção para o centro

de rotação

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.

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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