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Princípios de Formação de Imagens em Medicina Nuclear

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Apresentação em tema: "Princípios de Formação de Imagens em Medicina Nuclear"— Transcrição da apresentação:

1 Princípios de Formação de Imagens em Medicina Nuclear
Renato Vieira da Silva

2 Introdução Mapeamento do radioisótopo;
Distribuição no órgão de interesse; Baixa resolução. Objetivo: detectar a radioatividade emitida pelo paciente de forma a permitir uma localização espacial e temporal, necessária para a criação da imagem.

3 Janela de: 20 %  de 126 - 154 KeV 10 %  de 133 - 147 KeV
Detecção da energia Detecção; Fotopico; Janela de energia. Janela de: 20 %  de KeV %  de KeV

4 Câmaras de Cintilação Paciente é o emissor da radiação;
Transformação da emissão em imagem; Imagens bidimensionais; Permitem caracterizar a função de um órgão ou processo metabólico, devido à distribuição do radiofármaco nos tecidos.

5 Processo de Detecção da Radiação
Fóton ao sair do paciente encontra o colimador Selecionar campo de estudo; Direção de entrada dos fótons. Colimador de furos paralelos

6 Processo de Detecção da Radiação
Ao sair do colimador o fóton encontra cristais de Iodeto de Sódio ativado com Tálio – NaI(Tl) Eficiência máxima para detecção de fótons da Medicina Nuclear; Absorvem a radiação transformando-as em luz; 1 fóton de 99mTc gera fótons no cristal de 3 eV.

7 Processo de Detecção da Radiação
Fótons de luz encontram as fotomultiplicadoras Ampliação e conversão do sinal; De 37 a 91 fotomultiplicadoras.

8 Processo de Detecção da Radiação
Identificação da posição do raio gama; Seleção da energia do fóton; Acoplamento do circuito elétrico ao computador  registro da imagem.

9 Processo de Detecção da Radiação
Divisão do campo de estudo; Detecção da quantidade de fótons em cada pixel; Menor tamanho do pixel  Melhor resolução.

10 Resumindo:

11 Equipamentos

12 Exames:

13 Exames:

14 Exames:

15 Tomografia por emissão de pósitron (PET)
Detecção em coincidência de dois fótons de 511 keV emitidos a 180º um do outro após a aniquilação de um pósitron e um elétron; Com detectores apropriados e um circuito eletrônico de coincidência, os dois fótons são detectados, permitindo a identificação de uma linha de resposta; A partir da aquisição de várias linhas de resposta é possível reconstruir a distribuição do material radioativo dentro do volume de estudo.

16 Radioisótopo ideal Emissor de pósitron; Fácil de produzir;
Adequado para a síntese de radiofármacos.

17 Princípio de detecção

18 Outros eventos Crandoms = 2 τ C1 C2

19 Detectores PET Principais características do material do detector:
Alta densidade; Alto número atômico efetivo; Tempo de decaimento.

20 Configurações dos detectores
Detectores modernos tipo anel: Diâmetro de 80 a 90 cm; 3 a 4 anéis; 100 a 200 blocos de detectores por anel; Arranjos de 6 x 6 ou 8 x 8 detectores; a detectores;

21 Aquisição 2D x 3D 3D Redução do ângulo de incidência dos fótons;
15% a menos de registros falsos; Melhor qualidade de imagem; Maior atividade administrada no paciente! 3D Aumento de até 6 vezes no número de contagens; Aumento da sensibilidade de detecção; Redução da atividade e do tempo de aquisição; Maior número de registros falsos  redução da qualidade da imagem!

22 Time of Flight (TOF)

23 Resolução espacial Energia do β+ emitido  0 a Emáx
β+ percorrem um distância antes de se aniquilarem  0 a Re 18F (Emáx = 635 keV) 15O (Emáx = 1720 keV)

24 Não colinearidade dos fótons emitidos;
Resolução espacial Não colinearidade dos fótons emitidos;

25 Equipamentos

26 Imagens PET

27 Bibliografia Cherry SR, Sorenson JA, Phelps ME: Physics in Nuclear Medicine (3rd ed). Philadelphia, PA, Saunders, 2003, pp IAEA Human Health Series n° 1, Quality Assurance for PET and PET/CT Systems. PET: A Review of Basic Principles, Scanner Design and Performance, and Current Systems, Pat Zanzonico.


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