Aula PET SPECT

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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 da
medicina nuclear com a tomografia computadorizada.
Definições e histórico
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 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 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
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.
Definições e histórico
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;
• 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 pela
emissão dos pósitrons
pelos radionúcleos fixados
nos órgãos do paciente;
O computador reconstróiO 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;• 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 • 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
PULSE
HEIGHT
ANALYZER
POSITION
SIGNALS
ENERGY
SIGNAL
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 surfaceSide
View
Circular
FOV 3" PMTs 2" PMTs
30 x 40 cm 28 60
40 x 55 cm 55 120
Hexangonal
Square
Analog position electronics
Position
Signal 
(x or y)
Normalized
Position
Position-based
Signal Weights 
Weighted
Sum
Total
Sum
(x or y)
Energy
Signal (Z)
Normalization
Position
Signal 
(x or y)X/ZY/Z
Pulse
Height
Analyzer
POSITION
SIGNALS
ENERGY
SIGNAL
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 between
PMTs
� 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 location
x = 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)