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

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.

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

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.

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

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 4.200 fótons no cristal de 3 eV.

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

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.

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

Resumindo:

Equipamentos

Exames:

Exames:

Exames:

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.

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

Princípio de detecção

Outros eventos Crandoms = 2 τ C1 C2

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

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; 10.000 a 20.000 detectores;

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!

Time of Flight (TOF)

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)

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

Equipamentos

Imagens PET

Bibliografia Cherry SR, Sorenson JA, Phelps ME: Physics in Nuclear Medicine (3rd ed). Philadelphia, PA, Saunders, 2003, pp 325-359. 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.