Cintigrafia e SPECT - Departamento de Física da Universidade de
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Instrumentação em Imagiologia Médica Módulo 4. Imagiologia com radioisótopos Parte I. Cintigrafia, SPECT Leccionado por Vitaly Chepel, Departamento de Física, Universidade de Coimbra [email protected] Ano lectivo 2009-2010 1 Imagiologia com Raios-X e com Radioisótopos Fonte externa Fonte interna 2 Radiações ionizantes e não ionizantes Radiação ionizante – a que tem energia suficiente para ionizar o meio Escala de energias: I = 13.6 eV - potencial de ionização do átomo de hidrogénio Raios-X e raios gama usados em imagiologia médica: E ~ 50 keV a 500 keV são radiações ionizantes Exemplos de radiações electromagnéticas não ionizante: Luz visível Infravermelhos Microondas Ondas de rádio Os ultra-sons (ondas acústicas) e RMN (campo magnético) não produzem a ionização 3 Ionização e excitação excitação I ex < I ion ionização Radiação ionizante também pode excitar os átomos 4 Raios-X e Raios γ Ambos são ondas electromagnéticas (fotões) A escala de energias: • Raios-X: de ~1 keV até ~200 keV • Raios γ: de ~100 keV até ~1 MeV (em medicina) ou até ∞ (em física) A diferênça principal não está na energia dos fotões mas sim nos processos físicos que estão na origem desses: Os raios X são de origem atómica; são emitidos: ou pelas partículas carregadas sujeitas a aceleração ou em resultado de transições entre os níveis de um átomo (em semelhança com transições ópticas – a diferença está apenas no valor da energia) Os raios γ são de origem nuclear: são emitidas em resultado de transições entre diferentes níveis de energia de um núcleo – i.e. em resultado de um decaimento radioactivo 5 Interacção de raios γ com a materia Absorção fotoeléctrica Disperção de Compton ϑ Eγ Eγ′ Ee γ + X → X+ +e Ee = Eγ − B B – energia de ligação do electrão no átomo (depende da camada electrónica) γ +e →γ′+e Eγ′ = Eγ 1 + Eγ me c 2 (1 − cos ϑ ) Ee = Eγ − Eγ′ 6 Interacção de raios γ com a materia A probabilidae de interacção com um alvo (por um ou outro processo) quantifica-se com secção eficáz (cross section) – σ (mede-se em cm2): fotão dP = nσ ⋅ dx (n – número de átomos por cm3) dx Variação do número de fotões no feixe: N fotões dN = − N dP = − N nσ dx dx dN = − nσ dx N N ( x) = N 0 e − nσ x nσ frequentamente designa-se por µ – coefficiente linear de atenuação (cm-1) N ( x) = N 0 e − µ x 7 Interacção de raios γ com a materia Quando há dois processos: dP = dPfoto + dPCompton = n(σ f + σ c ) ⋅ dx fotão dx N fotões N ( x) = N 0 e dx − ( µ f + µc ) x µ = µ f + µc Designação frequente: τ – para µf σ – para µc 8 Interacção de raios γ com a materia N ( x) = N 0 e − µ x N0 µ – coeficiente linear de atenuação (cm-1) x µ é uma função de: Z 1) número atómico do elemento Z, 2) densidade do meio, ρ ρ µ(Z,ρ) Para desacoplar a dependência da densidade, µ é frequentamente expresso em unidades de cm2/g e designado por µ´: µ = µ ′ρ em que µ ′ = f (Z ) 9 Attenuação em água Além de Z e ρ, µ é uma função da energia do fotão E 1000 2 cm /g µ′ = τ ′ + σ ′ H2O 100 µ´ 10 τ´ – descreve atenuação por absorção 1 fotoeléctrica σ´ 0.1 σ´ – descreve atenuação por dispersão τ´ de Compton 0.01 1 10 100 1000 Gamma ray energy, keV 10 Imagem com radioisótopos: princípio A primeira utilização de um traçador radioactivo (radioactive tracer) para estudo do movimento dos elementos estáveis num sistema bilógico atribui-se ao George de Hevesy nos anos 1920. A ideia: Injectar uma quantidade muito pequena de uma substância em cujas moléculas um dos átomos, normalmente estável, é substituído pelo um isótopo radioactivo Medir a distribuição espacial dessa substância através da detecção de raios gama emitidos pelo traçador A distribuição obtida reflecte o comportamento fisiológico dessa substância e o funcionamento do sistema biológico no que toca fluxo sanguíneo, metabolismo, transporte celular, função de neurotransmissores etc. Para isso é suficiente uma quantidade muito pequena de um elemento radioactivo – muito menos que pode ser detectada pelos métodos químicos Fornece informação valiosa para diagnóstica, terapia e investigação médica, biológica e farmacéutica 13 Imagem com radioisótopos: princípio 1. Injecção de uma substância marcada com um isótopo radioactivo emissor de raios gama (também pode ser introduzido por inalação) 2. A substância é absorvida pelo organismo e distribui-se no corpo consoante a sua função fisiológica 3D image 2D image Detector 3. A distribução é medida com um ou vários detectores de raios gama γ γ Scintigraphy γ SPECT 14 Radioisótopos - requisitos Radiação emitida partícular carregadas são absorvidas no tecido biológico numa distância de ordem de ~mm não podem ser usadas para fins diagnósticos dos órgãos interiores (com excepção de positrões cuja anuquilação resulta em emissão de um par de fotões gama – ver lição sobre PET) raios gama – a atenuação segue uma lei exponencial com o comprimento de atenuação de ordem de 1/µ ~1 a 10 cm podem ser usadas é altamente desejável que o fotão gama não seja acompanhado pelas partículas carregadas – assim evita-se a irradiação desnecessária do paciente Partículas carregadas N(x) N0 Radiação electromagnética N(x) N(x) N0 N(x) N (t ) = N 0 e − µ x N0 N0 x 0 R x x 0 x 16 Radioisótopos - requisitos Tempo de vida decaimentos/s Idealmente, devia ser comparável com o tempo necessário para o exame, i.e. ~10 min a ~1 hora (a) T1/2 é demasiado curto – uma grande parte do isótopo decai antes da medição (b) T1/2 óptimo N (t ) = N 0 e −λ t = N0 2 − t T1 2 (c) T1/2 muito longo – o paciente continua a ser irradiado depois do exame terminar Eliminação fisiológica tempo de vida de uma substância no organismo pode ser mais curto do que T1/2: (c) (a) (b) λeff = λ + λ fisiol . ⇒ t injecção medição ⇒ 1 1 1 = + Teff T1 2 T fisiol . 17 Radioisótopos - requisitos Energia Suficientamente alta para que os fotões saissem do corpo do paciente com grande probabilidade, sem interagirem com este Não muito alta para facilitar a detecção Lembra-se: detector N ( x) = N 0 e − µ x Z ρ µ(Z,ρ) corpo “Boas” energias: entre ~80 keV e ~300 keV BOM acontecimento é apenas este (em PET – 511 keV) 18 Radioisótopo mais utilizado – 99mTc (tecnécio) Níveis de energia do núcleo 99Tc Tc → Tc + γ 99 m 43 6h N (t ) = N 0 e 99 43 − t /τ = N0 2 − t / T1 / 2 19 Radioisótopos mais utilizados T1/2 Energia 6.0 h 140 keV 13.2 h 159, 529 keV 201Tl 73 h 71 & 80 keV – RX Hg, 135, 167 keV, 67Ga 78.3 h 93, 185, 300 keV 111mIn 2.83 d 171, 245 keV 133Xe 5.3 d 81 keV 8d 364, 627 keV Isótopo 99mTc 123I 131I O radioisótopo está incorporado numa substância química específica para certa actividade metabólica (cancro, actividade cerebral, perfusão do miocardo etc.) É sabido, por exemplo, que o iódo acumula-se no tiróide ao usar isótopos radioactivos de iódo 131I e 125I pode ser investigado o funcionamento do tiróide 20 Radiofármacos - exemplos O O H3C N O NH Tc S 0 O O O CH3 OH O O S O H2O Ga O H2O H O 2 Technetium (99mTc) Bicisate Perfusão do cérebro H3C Gallium (67Ga) Citrate O H3C O CH3 H N O O O H3C O Inflamação, infecções O Tc O O CH3 O -1 CH3 N H H3C O CH3 NH2 131 I Technetium (99mTc) Disofenin N H NH Fígado, hepatite O HO OH O Iobenguane sulfate (131I) O P OH P O Tc OH O O P OH HO P O O Technetium (99mTc) Medronate Ossos, câncro da próstata Neuroblastoma Na131I - tiróide 21 Radioisótopos - origem Os radioisótopos de origem natural não podem ser usados para a diagnóstica médica principalmente devido ao seu longo período de semidesintegração Os isótopos artificiais são produzidos ou em reactores nucleares (através de captura de neutrões pelos núcleos estáveis) ou em aceleradores de partículas Produção do 99mTc num reactor nuclear por bombardeamento com neutrões Produção do 18F num sinchrotrão por bombardeamento com protões (99mTc é usado em SPECT) (18F é usado em PET) 22 Produção do 99mTc 1º passo – num reactor nuclear: n+ 98 42 Mo → 99 42 Mo + γ + γ + ... Isótopo estável (abundância natural 24%) 2º passo – armasenamento num “gerador de tecnécio” (em hospital): 99 42 .8 d Mo 2 →9943mTc + e − + ν~ 3º passo – injecção ao paciente e medição: 6h 99 Tc → 43Tc + γ 99 m 43 Gerador de tecnécio Na99mTcO4 23 Radioisótopos versus Raios-X Raios-X (Radiologia, TAC) Radioisótopos (cintigafia, SPECT, PET) Fonte Externa Interna Energias 80 keV a 140 keV 80 keV a 511 keV Origem da radiação Bremsstrahlung Decaimento dos núcleos Papel da atenuação É o que produz o sinal Estraga a imagem (i.e. interacção com o corpo) O que mostra a magem Atenuação da radiação nos tecidos, i.e. ρ, Z Distribuição dos isótopos radioactivos no corpo Poder diagnóstico Anomalias morfológicas Anomalias em funcionamento Resolução espacial ~0.3 mm ~3-5 mm (até ~1 mm em alguns sistemas avançadas de pequenas dimensões) 24 Primeiros scanners Rectilinear scanner (obsoleto) Uma posição do detector N contagens Um ponto marcado no papel cuja cor depende do N Imagem - scintigrama 1977 O detector funciona no modo de impulsos: os raios gama são detectados um a um 26 Primeiros scanners Linear scanner (obsoleto) Uma posição do detector contagens N(x) −x/λ Atenuação da A1 ( x) = A0 e luz no cristal A ( x) = A e −( L − x ) / λ 2 0 Partilha da luz entre os fotomultiplicadores Ai = f(x) Imagem em 2D - scintigrama 27 Câmara gama Fotomultiplicadores Guia da luz Cristal cintilador Colimador Objecto absorção no colimador penetração através do colimador scattered Acontecimentos “bons” Acontecimentos “maus” absorção no objecto Localização – através da partilha da luz entre os fotomultiplicadores 29 Câmara de Anger 7 fotomultiplicadores Guia de luz (plástico) Cristal cintilador NaI(Tl) ∅100 mm x 6 mm Colimador pinhole (chumbo) Objecto Hal O. Anger, Scintillation Camera - Review of Scientific Instruments, 1958, v.29, pp. 27-33 30 Algoritmo de Anger de reconstrução de coordenadas A ideia: U1 U2 Ui UN Sinais de fotomultiplicadores (amplituda de impulso, por exemplo) N X= ∑U x i =1 N ∑U i =1 x1 x2 xi X xN x i i i (também é conhecido como - método de centroid ou - centre-of-gravity method ) A coordenada x da cintilação pode ser reconstruida através do cálculo da média das coordenadas dos fotomultiplicadores xi com os pesos iguais a amplitude do sinal do respectivo fotomultiplicador 31 Algoritmo de Anger em 2D N N X= ∑ xU i =1 N i ∑U i =1 i , i Y= ∑ yU i =1 N i ∑U i =1 i N , E = ∑U i i =1 i Energia depositada no cristal Nota: o fotomultiplicador central (Nº7) não contribui para a reconstrução das coordenadas mas contribui para reconstrução da energia depositada no cristal 32 Algoritmo de Anger - realização A corrente do cada fotomultiplicador (Ui) é dividida entre 4 saídas (X+, X-, Y+ e Y-). X = X+ −X− Y = Y + −Y − As resistências são escolhidas de tal modo para que a contribuição de cada fotomultiplicador para os sinais X e Y seja proporcional à respectiva coordinada do seu centro H.O. Anger, Scintillation Camera – Rev. Sci. Instr., 1958, v.29, pp.27-33 33 Câmara de Anger – O cristal Normalmente NaI(Tl): Z = 54, ρ = 3.67 g/cm3 comprimento de atenuação para 140 keV 1/µ ≈ 0.4 cm 84% dos fotões de 140 keV interagem através do efeito fotoeléctrico alta luminosidade, ≈ 5,600 fotões para 140 keV Dimensões: Diâmetro de 20 cm a 60 cm ou rectangular ≈ 50 x 40 cm Espessura ≈ 6 a 12 mm (1/4” a ½”, o mais comum é 3/8”) Compromisso entre a) Eficiência de absorção de raios gama mais espesso b) Erro de paralaxe mais fino possível Desvantagens do NaI(Tl): Higroscópico tem que ser selado hermeticamente num contentor sensivel àos gradientes da temperatura facilmente parte-se 34 Câmara de Anger – Guia de luz Tem um papel fundamental para reconstrução de coordenadas – distribuir a luz emitida numa cintilação entre vários fotomultiplicadores Espessura – um compromisso entre dois extremos: • Guia muito fina – apenas um fotomultiplicador “vê” a luz só um PMT dá o sinal resolução espacial ≈ diâmetro do fotomultipicador (~50 mm); • Demasiado espessa – a distribuição da luz entre os PMTs quase uniforme resolução é ~ do diâmetro do cristal Material: • Plástico transparente com índice de refracção próximo ao do cristal (para minimizar as perdas da luz devido à reflexão) 35 Câmara de Anger – fotomultiplicadores Requisitos • Eficiência quântica mais alta possível (tipicamente ~30% para a luz do NaI(Tl) – λ = 415 nm) • Boa uniformidade do fotocátodo • Os ganhos tão próximos quanto possível • Cobertura máxima da superfície do cristal forma hexagonal ou rectangular • Cristal redondo: 19, 37, 61 ou 91 fotomultiplicador • Cristal rectangular: ~100 fotomultiplicadores 36 Câmara de Anger – detalhes do desenho fotomultiplicadores NaI(Tl) Janela de vidro Guia de luz 37 Câmara de Anger – detalhes do desenho Protecção de chumbo fotomultiplicadores Guia de luz Janela de vidro NaI(Tl) Colimador 38 Câmara de Anger – colimadores funçao – projectar a imagem do objecto (em raios gama) ao detector Tipos de colimadores (M – factor de magnificação) material – número atómico Z e densidade elevadas (normalmente Pb, as vezes Ta, W) como a atenuação de raios gama é exponencial com distância, a colimação nunca é perfeita: a probabilidade de um fotão atravessar o colimador na direcção “errada” não é nula para minimizar este efeito as paredes entre os orifícios (septa) devem ser suficientamente espessas 40 Parallel hole collimator c l d t b usado com maior frequência conserve as dimensões do objecto (M=1) t d (septa) (abertura) milhares orifícios de forma hexagonal material – Pb; espessura ~ 25 mm as câmaras são equipadas com vários colimadores de dimensões diferentes um exemplo de dimensões: cada orifício é de d=2.5 mm de “diâmetro” com as paredes (septa) de t=0.3 mm entre eles, ~25 orifícios/cm2 (General-purpose lowenergy collimator – para Eγ<150 keV) 41 Collimador: eficiência e resolução Resolução Eficiência: Nº de fotões passantes Nº de fotões emitidos Fonte pontual Melhor resolução Canais mais estreitos Pior eficiência 42 Parallel hole collimator (III) Resolução Rcoll ≈ d le + b + c d ≈b le le le = l − 2 µ c (b >> le , c) l d − espessura efectiva t b Eficiência 2 ε coll d2 2 d ≈ K 2 le ( d + t ) K = 0.24 − 0.28 − uma constante, 2 ε coll d 2 ∝ ∝ Rcol le (depende da forma dos orifícios) Melhor a resolução pior a eficiência a resolução é tanto melhor quanto mais perto for o objecto (b pequeno) eficiência típica ~10-5 - é o maior problema do Single Photon Imaging escolha do colimador - compromisso entre a resolução e a eficiência 43 Pinhole collimator Resolução espacial Rcoll α d f +b ≈ de f f Eficiência (geometrica) ε coll cos3 θ ≈ de 16b 2 b θ onde Resolução eficiência: tendências opostas: 2 α d e = d d + tan − abertura efectiva, 2 µ µ - coeficiente de atenuação a grande desvantagem – ângulo sólido (eficiência geométrica) muito pequeno apenas uma pequena fracção de fotões gama emitidos pelo objecto participam na formação da imagem 44 Performance das câmaras gama Parâmetros importantes resolução em posição resolução em energia eficiência/sensibilidade uniformidade linearidade taxa de contagem máxima Controlo da qualidade controlo da qualidade das câmaras gama consiste em testes periódicos desses parâmetros de acordo com os normativos definidos em publcações do NEMA (National Electrical Manufacturers Assocation) (mais – na apresentação de Fabiana Morais e André Morais ) 47 Espectro de amplitudes Absorção fotoeléctrica Janela do discriminador (permite reduzir contagens das gamas que sofreram Compton no corpo) Compton N E = ∑U i i =1 cristal cristal corpo foto Compton 48 Resolução em energia Energia depositada no cristal calcula-se somando amplitudes de sinais de todos os fotomultiplicadores O pico descreve-se com a função de Gauss N E = ∑U i ∆E (E − E0 )2 1 exp − 2 2 σ 2π σ i =1 E0 = FWHM ≈ 2.35σ medição A resolução em energia caracteriza-se normalmente com FWHM – full width at half maximum Resolução típica das câmaras com cristal de NaI(Tl) para 140 keV – 12% FWHM 49 Resolução em posição (I) Medida “instrumental”: fonte imagem 1 δ (x) e − xm2 2 2σ FWHM 0.5 FWTM (xm – x medido) 0.1 xm (medido) x FWHM – full width at half maximum FWTM – full width at tenth of maximum para a distribuição gaussiana de xm FWHM ≈ 2.35σ as vezes (em física em especial) sob a resolução entende-se σ se a distribuição de xm não for gaussiana, o σ deixa de fazer sentido, mas os FWHM e FWTM continuam 50 Resolução em posição (II) Medida “visual”: ∆x ∆x = 3σ ∆x = 2.35σ resolvidos ∆x = 2σ não-resolvidos FWHM (=2.35s) é uma boa medida para a resolução 51 Resolução em posição (III) Controlo rápido (semanal, diário): Bar Phantom Imagem Standard bar phantom – a = 4, 4.8, 6.4 e 9.5 mm (largura das faixas de Pb) High Resolution phantom – a = 3.2, 4, 4.8 e 6.4 mm Extra High Resolution – a = 2, 2.5, 3 e 3.5 mm FWHM ≈ 1.7a (a – largura da faixa mais estreita resolvida) coloca-se em contacto com o cristal (para avaliar a resolução intrínseca) ou em colimador (para medir a resolução do sistema) e irradia-se de uma distância grande com uma fonte ontual de 99mTc 52 Resolução intrínseca e do sistema Como o mesmo detector pode ser usado com vários colimadores diferentes, são definidos os parâmetros: intrínsecos – i.e. só da câmara sem colimador do sistema (ou extrínsecos) – do sistema inteiro com colimador Resolução em posição do sistema: Rs = Ri2 + Rc2 Ri – resolução intrínseca do detector, Rc – resolução do colimador (depende das dimensões desse mas também da distância entre o colimador e objecto) 53 Uniformidade: medição Idealmente, uma irradiação uniforme do sistema devia resultar numa imagem uniforme Teste da uniformidade do sistema (com colimador) Uma fonte líquida uniforme de 57Co (122 keV, T =270 d) 1/2 Flood source Teste da uniformidade intrínseca (só a câmara, sem colimador) Fonte pontual de 99mTc (140 keV, T =6 h) 1/2 54 Uniformidade Exemplo de não uniformidade Número de contagens por unidade de área (pixel, por exemplo) Nimage ≠const(x,y) apesar de actividade da fonte ser constante Asource = const Origem: amplitude do sinal E depende da posição ∆E N Espectro de energia Janela do discriminador N Emedida = ∑ U i i =1 Emedida 55 Linearidade Mascara de chumbo Resposta linear: Xmeasured = k ∗ Xtrue xmedido Resposta não linear: Xmeasured ≠ k ∗ Xtrue xmedido xverdadeiro xverdadeiro N a origem está no algoritmo da reconstrução das coordenadas X = ∑ xiU i i =1 uma vez conhecida, pode ser corrigida 56 Câmara Gama: sinais N E = ∑ U i - sinal de soma (energia) i =1 U i - sinais de cada fotomultiplicador X+ xiU i X− N Sinais de posição X = ∑ xiU i i =1 X = X+ + X− E varia ligeiramente com x – isto dá origem a não-uniformidade desvios da linearidade de Xreconstruido em função do Xverdadeiro dão origem à não-linearidade 57 Taxa de contagem máxima detector ideal ∝ e −t τ Origem – sobreposição dos impulsos (pile-up) non-paralyzable – a taxa de contagem satura paralyzable – a taxa de contagem atinge um máximo e depois decresce Medição: Decaying source method – com uma fonte com T1/2 curto R=R0 exp(-t/T1/2) durante a medição 58 Graded source method – com várias fontes de actividade calibrada Taxa de contagem máxima Exemplo - câmara gama ADAC Genesys NaI(Tl): constante de scintilação τ ≈ 250 ns; para que as perdas sejam <10%, o intervalo médio entre os impulsos deve ser ~ 20 τ a 30 τ, i.e. ~5 – 7 ms Rmax~105 cps Journal of Nuclear Medicine Technology Vol. 28 (2002) 252-256 Valores típicos para as câmaras de Anger – até 100 - 200 kcps (kilo counts per second) Algumas câmaras especiais com compensação do pile-up conseguem até Rmax~106 cps (por exemplo, Journal of Nuclear Medicine Vol. 42 No. 4 (2001) 624-632) 59 Taxa de contagem máxima Efeito de pile-up na imagem 4 fontes pontuais, baixa taxa de contagem (não há pile-up) Efeito de pile-up no espectro do 99mTc pile-up de 2 impulsos pile-up de 3 impulsos A1 2A1 60 Journal of Nuclear Medicine Vol. 42 No. 4 (2001) 624-632 Câmaras gama: Exemplos 62 Eu também quero… 63 De 2-dimensões a 3D SPECT – Single Photon Emission Computer Tomography Single Photon – a imagem é obtida com fotões únicas (um decaimento um fotão emitido) Emission – o fotão é emitido do dentro do corpo ao contrário da imagiologia com raios X em que os fotões são emitidos por uma fonte externa (transmission imaging) Computer Tomography – imagens em 3D são reconstruídas com as técnicas computacionais 65 SPECT A ideia é medir várias projecções e reconstruir a imagem em semelhança à CT. Uma diferênça substancial: a fonte de raios gama está dentro do objecto Realização: rodar uma ou várias câmaras gama No limite 67 Câmaras SPECT aaa bbb 69 Tipos de imagens com câmaras gama Imagens planos Estáticos Dinâmicos Sincronizados com ECG Do corpo inteiro (wholebody scanning) Imagens em 3D Imagens tomográficos Tomografia sincronizada com ECG Tomografia do corpo inteiro 71 Imagem estática: pulmões 72 Imagem dinâmica A evolução da concentração do radioisótopo num órgão em função do tempo A capacidade de funcionar às taxas altas é fundamental 73 Sincronizado com o ritmo cardíaco durante um cíclo são adquiridas várias imagens as imagens correspondentes à mesma fase do ciclo somam-se durante muitos ciclos 74 Corpo inteiro 75 Imagem tomográfica: por camadas 76 Imagem tomográfica: reconstrução em 3D aaa bbb 77 Parâmetros típicos das câmaras Anger espessura do cristal NaI(Tl) – 1 a 1.3 cm FOV (field-of-view) 40 cm de diâmetro ou um rectângulo 40 cm x 50 cm número de fotomultiplicadores 61 a 100 eficiência de detecção (intrínseca) ~90% para 140 keV resolução espacial intrínseca cerca de 3.5 mm resolução em energia 9.5% para 140 keV taxa de contagens máxima ~300 k gama de energias 50 keV a 400 keV não linearidade 1 mm (em CFOV – central field-of-view – 75% do FOV) não uniformidade corrigida ~4.5% (não corrigida pode atingir 10 a 30%) 79 Compton camera Eγ pγ′ e pγ pe Eγ′ θ Eγ′ = Eγ Eγ (1 − cosθ ) 1+ 2 me c Ee = Eγ − Eγ′ Ee cos θ = 1 − Ee me c 2 Eγ (Eγ − Ee ) Mede-se a energia transferida ao electrão determina-se o ângulo da dispersão detecção x,y reconstrução x,y Ee, x,y Ee, x,y θ Det.1 Det.2 82 Compton camera (em desenvolvimento) são usados dois detectores só os fotões que sofrem dispersão de Compton num dos detectores são detectados a reconstrução da posição da fonte emissor de fotões faz-se a partir do ângulo de dispersão este método elimina a necessidade de usar um colimador ver a apresentação de Maria Inês Contente e Sónia Ferreira para mais detalhes 84 Câmara CZT - CdZnTe Leitura em 2D TFT e CZT h 2.5 mm x 2.5 mm x 5 mm CZT (já existe 1.6 mm x 1.6 mm x 5 mm) Resolução em posição = tamanho do pixel g um semicondutor em vez do cristal cintilador sitema pixelizado e modular em vez do monocristal sinal – impulso da corrente resultante da ionização q = ∫ I (t )dt = ( N e + N h )e = 2 Eγ W e mais informações na apresentação de Ana Rosado 87 Câmara CZT comercial 20cm x 20 cm Evolução: IMARAD 16 x 16 pixeis 92 CZT vs câmara de Anger com NaI(Tl) Vantagens das câmaras com CZT: • Boa resolução em energia permite melhor discriminação do Compton • Boa resolução em posição (1.6 a 2.5 mm contra 3 - 4 mm para câmaras de Anger) • O tempo de recolha de carga é ~100 vezes mais curto do que o tempo de cintilação do NaI(Tl) maior taxa de contagem é possível Desvantagem: • CZT ainda é muito caro câmaras pequenas CZT NaI(Tl) Anger camera Aplicação principal – cintigrafia da mama 93 Imagem combinada: CZT + CT Alta resolução do CZT em energia permite distinguir raios gama provenientes de isótopos diferentes Alta resolução do CT em posição permite reconstruir o esqueleto com grande precisão e também localizar os órgãos 140 keV 159 keV 71 keV, 80 keV GAMMA MEDICA-IDEAS CZT 94
