Aula Equipamentos de Medicina Nuclear

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AULA EQUIPAMENTOS DE
MEDICINA NUCLEAR
HISTÓRICO
PRIMEIROS EQUIPAMENTOS
 Sondas ou Mapeadores  Nos mapeadores o 
detector é composto de 
um pequeno cristal de 
NaI(Tl) e um tubo 
fotomultiplicador. Dessa 
forma, é possível 
detectar os raios gamas 
incidentes e identificar a 
sua energia. Porém, esse 
sistema não permite 
localizar espacialmente 
a região da emissão. 
MAPEADORES RETILÍNEOS (“PICA-PAU”)
 Esse problema foi 
contornado através do 
desenvolvimento de 
um sistema mecânico 
que permite a 
movimentação do 
detector no sentido 
transversal e 
longitudinal do corpo 
do paciente.Benedict Cassen 
desenvolve o 
primeiro 
mapeador linear
MAPEADORES RETILÍNEOS (“PICA-PAU”)
MAPEADOR RETILÍNEO -1950
CÂMARAS DE CINTILAÇÃO
Cintígrafos retilíneos foram substituídos
pela câmara de cintilação gama ou
gama-câmara também conhecida como
câmara Anger, inventada por Hal Anger.
Esta câmara de cintilação oferece maior
flexibilidade que o cintígrafo retilíneo e
tem sido aprimorado em uma série de
dispositivos de imagem que permitem
estudos dinâmicos e imagens
tomográficas, bem como imagens planares
estáticas.
CÂMARA DE ANGER 1956
CÂMARAS DE CINTILAÇÃO
 As câmaras de cintilação são equipamentos que 
permitem detectar e mapear a distribuição do 
radioisótopo presente no corpo do paciente. Elas 
são uma evolução natural dos mapeadores 
retílineos. 
COMPONENTES
•Colimador
•Cristal
•Fotomultiplicadora
•Analisador de pulso
O PACIENTE COMO FONTE
Superfície do 
corpo*
Absorção 
No paciente
*
Compton-difusão
Afastada do detector
Radiação de fundo (BG)
*
*
Fóton proveniente
Do órgão alvo
Difundido para o
detector
Fóton da 
Radioatividade
De fundo difundido
Para o detector
Superfície do 
corpo Cristal de iodeto
de sódio sem
Blindagem: sem 
Discriminação
de direção
Colimador
De chumbo
Bons fótons
Fótons provenientes
viajando paralelos
Ao eixo dos 
Furos do colimador 
Maus fótons
Fora do eixo
Radiaçao
de fundo
difundidos 
O PACIENTE COMO FONTE
COLIMADORES
• É um dispositivo (placa 
de chumbo espessa com 
minúsculos furos em 
grande número) 
colocado à frente do 
detector que têm como 
objetivo colimar, 
selecionar, “conduzir” os 
fótons provenientes de 
uma fonte radioativa 
para o cristal.
• Características: 
tamanho, número, 
profundidade dos furos 
e espessura do septo.
COLIMADORES
 Baixa energia - 99mTc 
 Média energia – 67Ga
 Alta energia – 131I
COLIMADOR DE FUROS PARALELOS
 É o mais utilizado na 
prática diária.
 Características dos 
colimadores:
 Colimador de Baixa 
(140 KeV)
 Colimador de Média 
(93, 185 e 395 KeV)
 Colimador de Alta 
(364 KeV)
COLIMADORES DE FUROS
CONVERGENTES
 Colimadores de furos 
convergentes, ou 
simplesmente 
colimadores 
convergentes, são 
usados para 
magnificar a imagem 
geometricamente
COLIMADORES DIVERGENTES
 eram populares antes 
que surgissem as 
gama-camaras com 
amplo campo de visão. 
Eles permitem a 
imagem de maior área 
corporal que a 
permitida com o 
colimador de furos 
paralelos.
PIN HOLE
 Colimador de furo 
único. A imagem é 
invertida. A imagem é 
magnificada se a 
distância da abertura 
ao objeto for menor 
que a distância da 
abertura ao cristal da 
gama câmara.
Pin Hole (baixa energia)
CINTILADORES –NAI(TL) 201TL
O cristal de iodeto de sódio no estado puro 
é uma substância cintiladora, porem esse 
fenômeno se manifesta somente a baixa 
temperaturas (-1800C), situação que 
inviabilizaria sua aplicação prática como 
detector.
No entanto, descobriu-se que diluindo-se 
pequena quantidade de impurezas (outros 
elementos) o fenômeno da cintilação 
passava a ocorrer a temperatura 
ambiente.
CINTILADORES –NAI(TL)
 O maior problema dos cristais de NaI(Tl) é a sua 
grande afinidade com as moléculas de H20. 
Quando elas penetram em sua rede cristalina, 
ocorre uma irreversível deterioração que 
compromete irremediavelmente a sua capacidade 
de cintilar.(alumínio protege)
 Baixo custo comparado a outros compostos, da 
relativa facilidade no processo de fabricação, o 
Na(Tl) é hoje largamente utilizado nos 
equipamentos de MN.
VANTAGENS –NAI(TL)
 A densidade relativamente alta e a presença de 
elementos de número atômico alto (iodo, Z=53)
favorecem a interação dos raios gamas com o 
detector. 
 Apresenta uma boa eficiência de detecção, 
produzindo um fóton para cada 38 eV de energia 
absorvida.
 Apresenta uma boa transparência aos fótons 
produzindo no processo de cintilação. Essa 
propriedade permite construir cristais 
razoavelmente espessos. 
VANTAGENS –NAI(TL)
 A eficiência de conversão de energia do cristal de 
iodeto de sódio é de 13%.
 O tempo de decaimento da cintilação ou a 
duração de tempo para que ocorra o evento da 
cintilação é de aproximadamente 1 µs.
 O “poder de parar” a radiação é muito bom para a 
faixa de energia usada nas aplicações clínicas dos 
emissores de fóton único, isto é, de 70 a 365 KeV.
DESVANTAGENS –NAI(TL)
A fragilidade a esforços mecânicos e a bruscas 
mudanças de temperaturas obrigam cuidados 
especiais no seu manuseio e acondicionamento.
Sua características higroscópica impõe 
condições especiais de manufatura e 
acondicionamento, embora as soluções hoje não 
protejam a longo prazo dos efeitos deletérios da 
H2O.
NAI(TL) 201TL
Cristal de NaI(Tl) 201Tl
NaI(Tl) 201Tl com furos 
para FTM.
DISPOSITIVO FOTOMULTIPLICADOR
 Os tubos fotomultiplicadores são dispositivos 
eletrônicos que transformam a energia 
transportada pelos fótons em energia cinética dos 
elétrons ou seja transformam luz em carga 
elétrica.
DISPOSITIVO FOTOMULTIPLICADOR-
ELEMENTOS BÁSICOS
 Fotocatodo: é o responsável pela conversão da 
energia transportada pelo fóton em energia 
cinética dos elétrons. Os elétrons que são 
arrancados por este processo formam uma nuvem 
em torno do fotocatodo e são acelerados pelo 
campo elétrico existente no interior da 
fotomultiplicadora. 
DISPOSITIVO FOTOMULTIPLICADOR-
ELEMENTOS BÁSICOS
Dinodo: é o responsável pela 
multiplicação da carga elétrica dentro da 
fotomultiplicadora. Basicamente, o 
processo é o mesmo que descrito no item 
anterior; porém, aqui ao invés dos fótons, 
os responsáveis pela multiplicação da 
carga são os elétrons que foram 
arrancados do fotocatodo e acelerados no 
campo elétrico. Nesse processo, o elétron 
acelerado colide com a superfície do 
dinodo arrancando vários outros elétrons.
PRÉ-AMPLIFICADORES E CIRCUITO
ELETRÔNICOS
São responsáveis pela amplificação do 
sinal (pulso) produzindo pelo dinodos, 
pois, embora o fator de multiplicação seja 
grande, o sinal resultante é ainda muito 
fraco para ser manipulado e analisado 
com segurança. Atualmente, além de 
amplificarem, os circuitos eletrônicos 
digitalizam o sinal, tornando-o 
praticamente imune ao ruído presente nos 
circuitos.
Fotomultiplicadoras (FTM)
Arranjo Hexagonal 
(5 a 7 cm)
900 a 1100 V
SEM COLIMADOR
Fotomultiplicadoras (FTM)
Luz incidente no fotocatodo
Emissão de elétrons
Elétrons são atraídos para o dinodo
Liberação de grupo de elétrons
(pulso elétrico Z – altura de pulso correspondente à energia do fóton)
Analisador de pulso
Quando o sinal Z é aceito pelo
analisador, o par (x,y) é
digitalizado pro um conversor
analógico (ADC) e a imagem é
armazenada em uma matriz. 
Seleciona a faixa do sinal
para os eventos
válidos, ou seja pulsos
proporcionais à energiado fóton ± 20%
ANALISADOR DE PULSO E
POSICIONAMENTO
SPECT CT
SPECT CT
SPECT CT
PET CT (TOMOGRAFIA POR EMISSÃO DE
PÓSITRON)
PET CT (TOMOGRAFIA POR EMISSÃO DE
PÓSITRON)
MEDICINA NUCLEAR ATUAL/PET/ 18F-
FDG
2009
Aquisição de imagens
A contagem reflete o número de emissões
ocorridas no órgão em estudo.
Matriz
Ao final do processo de aquisição, a 
imagem é formada e armazenada 
em um arranjo matricial (pixels), 
associando-se a uma escala de 
cinza ou de cores em função do n°
de contagens de cada elemento.
Aquisição de imagens
M
Aquisição de imagens
64 x 64 = 6,25mm (4.096 pixels)
128 x 128 = 3,12mm (16.384 pixels)
256 x 256 = 1,56 mm (65.536 pixels)
Matrizes
Tamanho do pixel
Energia
O sistema ajusta automaticamente a energia
do isótopo selecionado. 
O parâmetro de energia determina o fator de 
correção global do mapa de energia. 
SEMPRE QUE MUDARMOS OS
COLIMADORES DEVE MUDADO A
ENERGIA RADIONÚCLIDEO
SEMPRE QUE MUDARMOS OS
COLIMADORES DEVE MUDADO A
ENERGIA RADIONÚCLIDEO
Isótopo 99mTc - Energia (KeV) - 140
Isótopo 67Ga - Energia (KeV) - 91,185,300
Isótopo 131I - Energia (KeV) ,364
Window
126 154
Este parâmetro é a janela de energia 
correspondente ao isótopo selecionado. O valor é 
dado em 20%. 
DETERMINAR JANELA
 Determinar Janela
 Um tópico de controle de qualidade, as 
vezes esquecido, é a janela adequada 
para o radionuclídeo em uso. A 
abordagem mais comum é a janela 
centrada no pico de energia do 
radionuclídeo em uso para a imagem. 
Por exemplo: com o 99mTc o 
recomendado é uma janela de 20% 
centrada em 140 keV, isto é, 
abrangendo de 126 a 154 keV. Para as 
gama-câmaras que dispõem de um 
circuito de correção de energia, é 
possível fixar uma janela assimétrica 
para reduzir os raios Compton-
difundidos. Uma janela mais estreita, 
de 10 ou 15%, pode ser usada, a qual 
também permite maior resolução
JANELA
Janela de 20%
centro 
140 keV 
Janela de 20%
centro 
122 keV 
Rate mode
Este parâmetro define o ritmo 
de contagem
Zoom
Determina o tamanho da 
resolução (mm/pixel) dos dados 
adquiridos na tela
Matriz
512 
256 
128 
64 
32 
Zoom Máximo
1
2
4
8
16
Center X-Y
X
Y
Permite a centralização da região de interesse da 
imagem
Pode-se mover o eixo X e Y do detector para o 
centro de interesse da região
ROTAÇÃO
00
1800
2700 900
Field of view (FOV)
FOV – é a região que o detector 
enxerga (campo de visão)
Controle de qualidade da gama-
câmara
Linearidade
Uniformidade de campo
Resolução espacial
Centro de rotação
Parâmetros usados para avaliar o 
desempenho da câmara 
Linearidade
Controle de qualidade
Mal funcionamento do circuito CAD 
(diferença na sensibilidade entre as PTM)
Principal causa de não-uniformidades
Fantoma de pontos quentes
Controle de qualidade
INTRÍNSECA : Sem colimador
EXTRÍNSECA : Com colimador
A descalibração de uma fotomultiplicadora ou mesmo sua falência, vai aparece 
como uma área de menor ou nenhuma atividade. Rachaduras no cristal.
Uniformidade
Capacidade de determinar 
a menor distância entre 
duas fontes radioativas 
próximas
Curva obtida com uma fonte pontual
Resolução espacial
Controle de qualidade
Controle de qualidade
Controle de qualidade
Teste do tempo
Alinhamento 
mecânico/eletrônico/digital do 
eixo de rotação
Desvio máximo: 
0,5 pixel
Controle de qualidade
Centro de rotação
Controle de qualidade
Centro de rotação
Fonte pontual
São funções matemáticas destinadas 
a acentuar as características 
desejadas na imagem (eliminação do 
efeito estrela, subtração da radiação 
de fundo, acentuação da borda e 
supressão do ruído estático)
Filtros matemáticos para 
reconstrução
Siemens C.Cam Philips CardioMD
Philips ForteSiemens E.Cam
TIPOS DE IMAGENS
 Estáticas (Spots)
 Dinâmicas
 Varredura (Corpo total)
 Tomográficas (SPECT)
 Gated SPECT
PARÂMETROS DE AQUISIÇÃO
 Tempo (por imagem)
 Contagem
 Matriz (n0 pixel)
 Zoom
 Velocidade de varredura
 Número de imagens
 Número de batimentos cardíacos
ESTAÇÃO DE TRABALHO
ESTÁTICAS (SPOTS)
Tireóide
Esqueleto
DINÂMICAS
CORPO INTEIRO (WHOLE BODY) 
PCI - 131I
Linfocintilografia
Cint. 67Ga
Cint. 67Ga
SPECT (Single Photon Emission Computed Tomography)
A Tomografia Computadorizada por Emissão de Fóton
Único é uma técnica tomográfica que utiliza a radiação gama.
É capaz de gerar imagens 3D por meio da captação de
imagens em cortes tranversais.
Para a aquisição de imagens SPECT a câmara gama gira
ao redor do paciente. As projeções são tomadas em pontos
definidos durante a rotação no intervalo de 3o a 6o. Assim, o
tempo decorrido para cada projeção varia entre 15s e 20s.
Tais imagens são obtidas por câmaras gama e são
representações 2D da distribuição 3D do isótopo.
Após a aquisição das múltiplas imagens 2D, o
computador aplica o algoritmo de reconstrução tomográfica
nestas imagens gerando o banco de dados em 3D.
Este banco de dados oferece imagens de cortes ao longo
de qualquer eixo escolhido do corpo.
SPECT (SINGLE PHOTON EMISSION
COMPUTED TOMOGRAPHY)
GATED SPECT
R R R
Viabiliza estudo da fração de ejeção cardíaca
A onda R é usada como marcador do sincronismo 
(ocorre no final da diástole e início da sístole)
GSPECT SISTOLE E DIÁSTOLE
Sístole máxima
Diástole máxima
Espessamento
Calcula a Fração de Ejeção / Motilidade Miocárdio 
OBRIGADO...