2- Equipamentos de Medicina Nuclear - Aula 2 Curso

Prévia do material em texto

AULA EQUIPAMENTOS DE MEDICINA NUCLEAR
Prof-GETÚLIO
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”)
1.bin
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)
*
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. 
*
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 energia do fóton ± 20% 
ANALISADOR DE PULSO E POSICIONAMENTO 
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
3.bin
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
512 x 512
256 x 256
128 x 128
64 x 64
32 x 32
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
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
X
Y
1.unknown
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
Teste da distância
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
	Philips Forte
			
	Siemens E.Cam
			
	Siemens C.Cam
			
	Philips CardioMD
			
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
*
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 
ESTAÇÃO DE TRABALHO
OBRIGADO...
getuliosjunior@yahoo.com.br
*
X
Y