Princípio físico das imagens de ressonância magnética nuclear
Formação de imagens em ressonância magnética
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PRINCÍPIOS DE AQUISIÇÃO
DE IMAGENS
EM MEDICINA NUCLEAR
MARINA DE SÁ REBELO
LABORATÓRIO DE INFORMÁTICA BIOMÉDICA
INCOR-HCFMUSP
AGOSTO 2018
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Agenda
Instrumentação e princípios físicos
princípios gerais
formação da imagem: instrumentação
Técnicas de aquisição
clássicas: imagens estáticas, imagens
sincronizadas, imagens dinâmicas
Tomográficas: SPECT & PET
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Princípios Físicos
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Imagens funcionais
As imagens médicas para fins diagnósticos
podem ser divididas em dois grandes
grupos:
Imagens anatômicas: permitem a
visualização acurada das
estruturas internas do corpo.
Imagens funcionais: têm o objetivo
de visualizar os processos
fisiológicos que ocorrem dentro do
corpo.
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Princípios gerais
Alterações anatômicas são precedidas
por mudanças funcionais
Imagens de Medicina Nuclear
permitem a visualização de indicadores
precoces de doença através da
administração e mapeamento de
agentes marcados com material
radioativo no organismo
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A distribuição desses agentes no corpo é determinada pela forma como eles são administrados e porprocessos metabólicos
Radiofármacos
Agentes, ou fármacos marcados commaterial radioativo - radioisótopos, têma função de mostrar a funçãofisiológica de órgãos ou sistemas
Cloreto deTálio (Tl-201)
músculo cardíaco
Iodeto de Sódio (I-131)
tireóide
MDP (Tc-99M)
Osso
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Pode ter o número de nêutrons diferente
Um elemento tem sempre o
mesmo número de prótons
número atômico (Z)
Isótopos
isótopos: átomos com mesmo Z e número
de nêutrons diferente
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Núcleos de certos isótopos são instáveis :
estão em níveis energéticos excitados e
podem dar origem à emissão de partículas
no processo de decaimento.
Radioisótopos
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Alguns tipos de decaimento
radioativo
Emissão de núcleo de He (4-8 MeV) (terapia localizada)
Decaimento :
Emissão de partícula :Emissão de Elétron - espectro contínuo de energias
Emissão de raios :Onda eletromagnética com valores discretos de energia
Emissão de pósitron :pósitron se combina com um eletron
em uma reação de aniquilamento
(511MeV)
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Alguns tipos de decaimento
radioativo
Emissão de núcleo de He (4-8 MeV) (terapia localizada)
Decaimento :
Emissão de partícula :Emissão de Elétron - espectro contínuo de energias
Emissão de raios :Onda eletromagnética com valores discretos de energia
Emissão de pósitron :pósitron se combina com um eletron
em uma reação de aniquilamento
(511MeV)
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Atividade e Meia-Vida
O decaimento de uma amostra radioativa é
estatístico: é impossível predizer quando um
determinado átomo vai desintegrar
Atividade: número de núcleos radioativos
que decai por unidade de tempo (curie - Ci)
Cada radioisótopo tem uma
taxa de decaimento singular,
que é a meia vida física.
Meia vida descreve o tempo
necessário para que a
quantidade de núcleos
radioativos diminua para a
metade do valor original
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Alguns isótopos utilizados
em MN
Tecnécio-99m (diversas aplicações)
Energia: 140 Kev ; Meia vida: 6h
Tálio-201 (músculo cardíaco)
Energia: 135 Kev ; Meia vida: 62,5 h
Iodo-131 (tireóide)
Energia: 380 Kev ; Meia vida: 8 dias
Iodo-123 (tumores)
Energia: 159 KeV ; Meia vida: 13,22 horas
* 1 ev = 1.602 176 53(14)×10−19 J
energia ganha por um elétron não ligado quando ele é acelerado por uma diferença de potencial de 1 volt.
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Radiação
Radiação: energia na
forma de ondas
eletromagnéticas ou
partículas
Não ionizante: não possui energia suficiente
para ionizar átomos: microondas, luz visível, RF,
ultra-violeta
Ionizante: tem energia para
remover elétrons de átomos
nos materiais que atravessa.
Esse processo é chamado
de ionização
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Radiação - unidades
Dose absorvida (D) - é a energia depositada pela radiação
em um pequeno volume de tecido dividida pela massa do volume
1 Joule/kg → 1 gray (Gy- SI) → 1 Gy = 100 rad
Dose equivalente (H) – é um indicador da probabilidade de ocorrência de
efeitos subsequentes. Tipos diferentes de radiação podem produzir diferentes
efeitos biológicos para uma mesma dose absorvida. A variação na
magnitude dos efeitos biológicos é descrita por um fator de qualidade Q da
radiação – que é uma constante adimensional - e que depende do tipo de
radiação.
A unidade da dose equivalente é o sievert (Sv).
H (em Sv) = D (média em um órgão em Gy) x Q → 1 Sv = 100 rem
Dose efetiva (E) – a dose efetiva é calculada pela determinação da dose
equivalente para cada órgão irradiado multiplicada por um fator de peso de
cada órgão irradiado W, que leva em conta as variações de risco de indução
de efeitos biológicos para cada órgão específico. A soma desse produto para
todos os órgãos irradiados é a dose efetiva. Unidade: sievert (Sv)
E = T = WT x HT
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Radiação - riscos
From: HPS Specialists in radiation Protection http://hps.org/documents/RadiationinPerspectiveRev4.pdf
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Doses
FDA White Paper: Initiative to Reduce Unnecessary Radiation
Exposure from Medical Imaging(http://www.fda.gov/Radiation-EmittingProducts/RadiationSafety/ RadiationDoseReduction/ucm199994.htm)
In Table 1, the average adult effective doses from various study types are compared to the average adult effective dose from a posteroanterior chest x-ray
(0.02 mSv). (Mettler, Jr. FA, et al., July 2008.)6a 0.005 mSv is the average adult effective dose from an intraoral dental x-ray. 0.01 mSv is the average adult effective dose from a panoramic dental x-ray.6b 2 mSv is the average adult effective dose from a CT exam of the head. 16 mSv is the average adult effective dose from a CT coronary angiography exam.6c 0.2 mSv is the average adult effective dose from a lung ventilation exam using 99mTc-DTPA. 41 mSv is the average adult effective dose from a cardiac
stress-rest test using thallium 201 chloride.6d 5 mSv is the average adult effective dose from a head and/or neck angiography exam. 70 mSv is the average adult effective dose from a transjugular
intrahepatic portsystemic shunt placement.
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FDA White Paper: Initiative to Reduce Unnecessary Radiation
Exposure from Medical Imaging(http://www.fda.gov/Radiation-EmittingProducts/RadiationSafety/ RadiationDoseReduction/ucm199994.htm)
Radiation Exposure from Medical Exams and Procedures
Health Physics Society (http://hps.org/documents/Medical_Exposures_Fact_Sheet.pdf)
Doses
In Table 1, the average adult effective doses from various study types are compared to the average adult effective dose from a posteroanterior chest x-ray
(0.02 mSv). (Mettler, Jr. FA, et al., July 2008.)6a 0.005 mSv is the average adult effective dose from an intraoral dental x-ray. 0.01 mSv is the average adult effective dose from a panoramic dental x-ray.6b 2 mSv is the average adult effective dose from a CT exam of the head. 16 mSv is the average adult effective dose from a CT coronary angiography exam.6c 0.2 mSv is the average adult effective dose from a lung ventilation exam using 99mTc-DTPA. 41 mSv is the average adult effective dose from a cardiac
stress-rest test using thallium 201 chloride.6d 5 mSv is the average adult effective dose from a head and/or neck angiography exam. 70 mSv is the average adult effective dose from a transjugular
intrahepatic portsystemic shunt placement.
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Formação da Imagem
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resolução baixa comparada
com com CT ou ressonância
Uma imagem de Medicina Nuclear é o mapa
da distribuição do composto marcado commaterial radioativo dentro do paciente
distribuição predominante
do órgão que se deseja estudar
valor diagnóstico muito alto
fornece informações funcionais
Imagem
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Radiofármaco
Câmara de
cintilação
Visualiz.
Process.
do sinal
Detecção do sinal
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A Câmara de Cintilação ainda é o sistema
mais utilizado para detecção em Medicina
Nuclear diagnóstica
Composta basicamente por:
Cristal de NaI (extenso e fino)
Colimador
Sistema eletrônico de amplificação e
análise dos sinais captados
Sistema de detecção
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Detecção do sinal
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A imagem formada no cristal é uma projeção
bidimensional da distribuição tridimensional do
radiofármaco no organismo
Seleciona a direção
dos fótons
que incidem
no cristal
Colimador (septos paralelos)
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Quando o raio gama
atinge o cristal ele
libera elétrons, que
interagem com
átomos do cristal
para produzir luz, em
um processo
conhecido como
cintilação
Cintilação
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Para detectar a radiação gama sãoutilizados detetores de cintilação
Mais utilizados clinicamente:
detectores de cristal de Iodeto deSódio ativado com Tálio - NaI(Tl)
O cristal tem eficiência máxima paradetecção de fótons com energia nafaixa comumente utilizada emMedicina Nuclear
Tipicamente tem espessura de 3/8" ediâmetro de 30-50 cm
Detetor de cintilação
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Ampliação e conversão do sinal
Fotomultiplicadora
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A luz recebida é
proporcional
à distância entre a
fotomultiplicadora
e a cintilação
Um circuito lógico determina
a posição da cintilação e a
energia depositada no
cristal
X+X-
Y+
Y- 37 a 91 PMT´s
Fotomultiplicadora
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Cada isótopo decai com fótons de
energia característica. A amplitude do pulso
detectado é proporcional à energia
depositada pelo fóton no cristal
Análise do sinal detectado
O sinal obtido não é
monoenergético:
espalhamento dos
fótons no paciente
outros eventos
concorrentes
Espectro de altura de pulso
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Janela de energia
A forma do espectro de altura de pulso
depende da energia do fóton e das
características do cristal
O analisador de altura de pulso é usado
para selecionar apenas pulsos (z-pulsos) que
correspondem a uma faixa de energias
aceitáveis.
Este intervalo é chamado
de janela de energia – ex.
energia do fóton ± 10%.
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Ciclo completo
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Detecção do sinal
![Page 32: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/32.jpg)
Ao final do processo de aquisição e
formação da imagem, em cada pixel a
contagem é proporcional às cintilações
produzidas nesse ponto
a contagem reflete o número de emissões
ocorridas no órgão em estudo
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Resolução
Atenuação
Espalhamento
Ruído estatístico
Qualidade da Imagem
Image. International Atomic Energy Agency: radiation protection for patients
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Refere-se ao grau de borramento nas bordasentre diferentes regiões da imagem
Característica da câmara: descreve sua
habilidade em distinguir duas fontes radioativas
pontuais como entidades distintas
Resolução espacial
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Depende de alguns fatores:
Resolução intrínseca (cristal + fotomultip.*)
Resolução do colimador (septos diam/comp)
alguns mm (longe)
animal: submilimétrica
Image. International Atomic Energy Agency:
radiation protection for patients
* CDR – resposta colimador-detector
Resolução espacial
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efeito fotoelétrico espalhamento compton
Tipos de interação (Atenuação e espalhamento)
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Atenuação e espalhamento
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Reduz a taxa de contagem de uma maneira não linear
a taxa de atenuação é proporcional a e(-x)
são detectados menos eventos originados em fontes profundas do que de fontes superficiais equivalentes.
Image. Alasbin Journal. Article N° AJ18-5
Atenuação
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O principal efeito do espalhamento Compton éque a localização da origem de um fóton podeser feita de forma errônea, provocando umaqueda na resolução e contraste da imagem
Image. Alasbin Journal. Article N° AJ18-5
Atenuação e espalhamento
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Não é possível prever exatamente qual
átomo vai decair em um dado instante
O número de desintegrações por unidade de
tempo flutua ao redor de um valor médio,
segundo a distribuição de Poisson
Erro na medida da intensidade
de cada ponto da imagem N
Ruído baixo: atividade injetada, tempo de aquisição, sensibilidade da câmara, radiofármaco
Image. International Atomic Energy Agency: radiation protection for patients
Ruído estatístico
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Técnicas de
Aquisição
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Imagens estáticas: As contagens são
acumuladas em uma única imagem até que um
nível pré-determinado de contagens seja
atingido ou até que um tempo pré-determinado
seja transcorrido
Técnicas clássicas
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Imagens estáticas: As contagens são
acumuladas em uma única imagem até que um
nível pré-determinado de contagens seja
atingido ou até que um tempo pré-determinado
seja transcorrido
Técnicas clássicas
![Page 44: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/44.jpg)
Imagens estáticas: As contagens são
acumuladas em uma única imagem até que um
nível pré-determinado de contagens seja
atingido ou até que um tempo pré-determinado
seja transcorrido
Imagens dinâmicas: técnica empregada
quando o fenômeno a ser estudado é variável
no tempo.
Aquisição é semelhante A imagens estáticas
Várias imagens sequenciais são adquiridas. Cada
imagem é composta de contagens acumuladas
em um período pré-fixado de tempo
Técnicas clássicas
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Imagens estáticas: As contagens são
acumuladas em uma única imagem até que um
nível pré-determinado de contagens seja
atingido ou até que um tempo pré-determinado
seja transcorrido
Imagens dinâmicas: técnica empregada
quando o fenômeno a ser estudado é variável
no tempo.
Aquisição é semelhante A imagens estáticas
Várias imagens sequenciais são adquiridas. Cada
imagem é composta de contagens acumuladas
em um período pré-fixado de tempo
Técnicas clássicas
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Aquisição sincronizada (Gated): a
aquisição de dados de imagem é
sincronizada com algum sinal fisiológico. Em
cardiologia, por exemplo, o sinal fisiológico
de interesse é o ECG. As imagens do ciclo
cardíaco são adquiridas ao longo de
centenas de ciclos
Técnicas clássicas
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Aquisição sincronizada (Gated): a
aquisição de dados de imagem é
sincronizada com algum sinal fisiológico. Em
cardiologia, por exemplo, o sinal fisiológico
de interesse é o ECG. As imagens do ciclo
cardíaco são adquiridas ao longo de
centenas de ciclos
Técnicas clássicas
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Ventriculografia Radioisotópica: Aquisição sincronizada com o ECG
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Imagens Tomográficas
SPECT - emissão de fóton único
PET – emissão de pósitron
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A Tomografia por emissão de fóton único
(Single Photon Emission Computed
Tomography - SPECT) é uma técnica que
gera imagens em planos dentro de um
volume radioativo a partir de projeções
desses volumes obtidas em diferentes
ângulos
SPECT
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projeções
renderização 3D
x
y
sinograma
Câmara de cintilação
tomográfica
SPECT
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Equipamentos com múltiplas câmeras: diminuição do tempo
de aquisição
SPECT
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Visualização
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1 2 3 4
1 2 3 4ECG
GATED SPECT
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Tomografia por emissão de
pósitron - PET
Pósitron (+ ou e+)
partícula sub-nuclear com as mesmas
propriedades do elétron , exceto pela
carga elétrica positiva
Emissão
emitido por um radionuclídeo incorporado
ao radio-fármaco administrado ao
paciente
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A faixa de alcance do pósitron e a não-colinearidade dos fótons são
fontes de possível erro na detecção da posição do evento.
Criação e aniquilação
do pósitron
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Emissores de + mais
usados em Medicina
Possuem meia - vida física bastante curta, entre 1,5 e 110 minutos, resultando em baixas dosesabsorvidas pelos pacientes
Naturalmente encontrados em sistemas biológicos : 11C*, 18F, 13N, 15O#, 82Rb
Podem ser incorporados em moléculas biologicamente ativas:
açúcares, proteínas, água, gases, aminoácidos
Molécula mais comum
fluorodeoxyglucose (FDG): um açúcar análogo à glicose.
* C: meia vida: 20,3 min, F: meia vida: 109,7 min, N: meia vida: 10min; # O: meia vida: 2 min; Rb: meia vida: 76s
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Resultado da aniquilação:
2 fótons de 511 keVs
~180º
O evento de coincidência
é atribuído a uma linha
de resposta .
Aniquilação do pósitron
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Resultado da aniquilação:
2 fótons de 511 keVs
~180º
O evento de coincidência
é atribuído a uma linha
de resposta .
Aniquilação do pósitron
(6 to 12 nanoseconds)
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Informação de posição
sem necessidade de um
colimador físico:
Colimação eletrônica
Vantagem : Maior sensibilidade 10 – 100 vezes maior em comparação com SPECT
Aniquilação do pósitron
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Sistema dedicado:
Anéis de múltiplos
detetores
Os cristais cintiladores*
são acoplados a
fotomultiplicadoras
Os dois fótons com mesma
*Cristais: bismuth germanium oxide (BGO), gadolinium oxyorthosilicate (GSO),
ou lutetium oxyorthosilicate (LSO). Otimizados para fótons de 511Kev
Aniquilação do pósitron
direção e em sentidos opostos são detectados por um
circuito de coincidência
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PET scanner
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Propriedades do detetor
Resolução temporal
Janela de energia
Eventos de coincidência
randômicos
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Pelo menos um dos
fótons sofreu
espalhamento
Compton
EPos EAnt
Eventos de coincidência
de espalhamento
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Noise equivalent count rate:
𝑁𝐸𝐶𝑅 =𝑇2
𝑇 + 𝑆 + 𝑅
T, R e S são as contagens de coincidência
reais, de espalhamento e randômicas
Ruído
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Tamanho do detetor
Propriedades físicas
Alcance do pósitron
Não colinearidade
Resolução espacial
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SPECT: atenuação depende da profundidade do ponto de emissão
PET: a atenuação independe da posição na linha de resposta
Atenuação
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A correção de atenuação é mais fácil em imagens PET
Atenuação
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Avanços
Fotomultiplicadoras
Position sensitivePMT(PSPMT), avalanche
photodiode (APD): fotomultiplicadoras de
silício (SiPM)
SiPM: compactas, excelente razão sinal
ruído, insensíveis a campos magnéticos
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Avanços: detectores
Detectores Semicondutores
produzem sinal-ruído maior → melhor
resolução de energia
tamanho e peso menor
DCdZnTe (CZT)
Alta resolução espacial,
resolução energética
muito boa para energias típicas utilizadas
em MN
![Page 71: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/71.jpg)
Ex. equipamento D-SPECT
Dedicado a estudos cardíacos
de perfusão
9 arrays de detectores CZT
Cada array rotacional ao
redor do próprio eixo
Colimadores de tungstênio
Septos:
> abert e < altura
> sensitividade
< resolução espacial
Algoritmo iterativo de
reconstrução:
restaura a resolução
![Page 72: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/72.jpg)
Equipamentos integrados (PET/CT, SPECT/CT,
PET/MRI)
Fazem o registro, ou fusão, das duas imagens: informação funcional e anatômica
CTórgãos e ossos
PETAtividade celular
FusãoLocalização exata daalta atividade celular
Equipamentos híbridos
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Recent Advances and Future Perspectives in Nuclear Medicine. Seminars in Nuclear Medicine, January 2016 Volume 46, Issue 1, p1-96.
Performance evaluation of D-SPECT: a novel SPECT system for nuclear cardiology. Phys. Med. Biol. 54 (2009) 2635–2649.
Recent developments: Kharfi,F. Principles and Applications of Nuclear Medical Imaging: A Survey on Recent Developments. http://www.intechopen.com/books/imaging-and-radioanalytical-techniques-in-interdisciplinary-research-fundamentals-and-cutting-edge-applications/principles-and-applications-of-nuclear-medical-imaging-a-survey-on-recent-developments
David S. Binns. Recent Advances in Nuclear Medicine Imaging Technology. http://pharmacyce.unm.edu/nuclear_program/freelessonfiles/Vol9Lesson3.pdf. (PrincípiosBásicos e Avanços_
Basics of PET imaging http://mariorad.com/books/General%20radiology/025%20Basics%20of%20PET%20Imaging%20Physics,%20Chemistry,%20and%20Regulations%20-%20Gopal%20B.%20Saha.pdf
Arman Rahmima and Habib Zaidib. PET versus SPECT: strengths, limitations and challenges. Nuclear medicine communications, March 2008 - Volume 29 – Issue 3 (Comparação PET SPECT) .
Magdy M. Khalil, Jordi L. Tremoleda, Tamer B. Bayomy, and Willy Gsell. Molecular SPECT Imaging: An Overview. International Journal of Molecular Imaging .Volume 2011 (2011), Article ID 796025. (http://www.hindawi.com/journals/ijmi/2011/796025/)
Referências
![Page 74: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/74.jpg)
SLIDES extra
![Page 75: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/75.jpg)
Átomos instáveis
Em alguns átomos a energia de ligação é forte o suficiente para manter o núcleo unido: núcleo estável
Em alguns átomos, a energia de ligação não é suficiente para manter o núcleo: núcleo instável. Átomos instáveis perdem neutrons e prótons para se tornarem estáveis.
Partículas com carga de mesmo
sinal se repelem.
A Força nuclear forte supera a
repulsão entre os prótons e
mantém o núcleo: energia
de ligação (binding energy)
![Page 76: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/76.jpg)
Meia-Vida
A atividade de um radioisótopo é dada por:
dtdNNQ / )(exp0 tNN
N/N0
tempo
Meia vida física: N = 0.5 * N0
Meia vida efetiva:
)(
11
)(
1
bioTTeffT
Ex: 99mTc : 6 horas ( :140 keV)
: cte de decaimento
N: número de núcleos
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Valores do fator de
qualidade Q
IAEA - http://www.iaea.org/inis/collection/NCLCollectionStore/_Public/45/073/45073470.pdf
![Page 78: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/78.jpg)
Valores do fator de
peso WT para os tecidos
IAEA - http://www.iaea.org/inis/collection/NCLCollectionStore/_Public/45/073/45073470.pdf
![Page 79: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/79.jpg)
Tipos de colimadores
![Page 80: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/80.jpg)
![Page 81: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/81.jpg)
Cintilação
![Page 82: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/82.jpg)
![Page 83: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/83.jpg)
![Page 84: Formação de imagens em ressonância magnética](https://reader035.fdocuments.net/reader035/viewer/2022071623/62d278cca6803d36ac53235a/html5/thumbnails/84.jpg)
Comparação
Feng-Mei Lu, Zhen YuanPET/SPECT molecular imaging in clinical neuroscience: recent
advances in the investigation of CNS diseases. Quant Imaging Med Surg. 2015 Jun; 5(3): 433–447.