DEFINIÇÃO E BIODISTRIBUIÇÃO

Em medicina nuclear, os radionuclídeos devem chegar até os órgãos de interesse para irradiá-los com objetivo de terapia ou para obter uma imagem diagnóstica. É raro o caso em que um radionuclídeo por si só tenha essa afinidade com um órgão especificamente.

É necessário o uso de substâncias que sejam absorvidas pelos órgãos de interesse e que sejam capazes de “carregar” os radionuclídeos até esses órgãos. Essas substâncias são chamadas de fármacos. Quando “carregam” um radionuclídeo, dizemos que elas estão marcadas pelo radionuclídeo.

Um fármaco marcado pelo radionuclídeo é chamado de radiofármaco.

Os radiofármacos podem ser ingeridos pelo paciente, inalados ou injetados. Nem todo radionuclídeo é compatível com determinado fármaco. A imagem relaciona alguns radionuclídeos com os fármacos e com as regiões anatômicas compatíveis. Veja:

É possível notar que um mesmo radionuclídeo pode ser utilizado com fármacos diferentes para acessar órgãos diferentes.

Alguns radiofármacos são comercializados prontos para uso, necessitando apenas de fracionamento para que a atividade da dose seja a mesma prescrita pelo médico. Outros radiofármacos necessitam de uma série de procedimentos para a marcação, o que veremos a seguir.

PREPARO DE RADIOFÁRMACOS

Por ser o radionuclídeo mais utilizado em medicina nuclear, geralmente, a maioria das marcações é realizada com ${}^{99m}Tc$ em um serviço. Então, utilizaremos esse radionuclídeo como tema para preparo de radiofármacos.

Todo processo se inicia com a eluição do ${}^{99m}Tc$ do gerador baseado em ${}^{99}Mo$. Após a extração, o processo de marcação tem início, mas quanto de tecnécio é fornecido em uma eluição?

Consideraremos como exemplo um gerador de $500mCi$ de ${}^{ 99m}Tc$. A referência de horário sempre é a hora de calibração fornecida pelo fabricante do gerador. Calcularemos a atividade obtida na primeira eluição, 6h após o horário de referência.

Levando em conta o tempo de meia-vida do ${}^{ 99}Mo$ igual a 66h, 6h após a sua calibração haverá $0,9389 \times 500mCi$ = 469,5mCi. O fator 0,9389 é calculado pela lei do decaimento para o ${}^{ 99}Mo$.

A seguir, podemos ver fármacos utilizados em medicina nuclear que, após o procedimento de marcação, se transformam em radiofármacos. Um deles é o ácido medrônico (MDP) marcado com ${}^{99m}Tc$, utilizado principalmente na realização de cintilografia óssea para avaliações oncológicas.

Em relação aos testes da qualidade, devem ser verificados os seguintes aspectos:

Teste de pureza

Todos os radiofármacos devem ser submetidos à análise de pureza antes da administração ao paciente. O radionuclídeo só terá utilidade se estiver corretamente marcado no fármaco.

Quando existe a pureza radioquímica, significa que o fármaco foi marcado corretamente, isto é, não existe quantidade significativa de radionuclídeo livre junto ao radiofármaco. O radiofármaco será assimilado na região de interesse clínico, mas o radionuclídeo livre não será.

A pureza radionuclídica significa que, além do radionuclídeo de interesse, não existem outros radionuclídeos em quantidades significativas junto ao radiofármaco.

Uma forma de testar a pureza radioquímica é utilizando a técnica de cromatografia de camada delgada (CCD). O material utilizado é bastante simples, consistindo em papel absorvente Whatman, acetona pura como solvente e o ativímetro do próprio serviço. O teste é baseado na difusão das substâncias através do papel e na atividade medida em cada pedaço de papel.

Outro teste importante é o de pH. Se a solução preparada estiver muito ácida ou muito básica, poderá trazer danos à saúde do paciente. O teste de pH pode ser realizado com um kit próprio, no qual tirinhas de papel são comparadas a uma escala colorida ou com aparelho eletrônico dedicado.

Teste de avaliação da concentração de ${}^{99}Mo$ no eluato de ${}^{99m}Tc$

Utilizando materiais bem simples, é possível realizar a avaliação da quantidade de ${}^{99}Mo$ nos radiofármacos já preparados. São utilizados um ativímetro, uma amostra do radiofármaco ou do eluato e um castelo de chumbo capaz de atenuar a radiação do ${}^{99}Mo$ em uma camada semirredutora (CSR). O castelo de chumbo é suficiente para atenuar totalmente a radiação proveniente do tecnécio, mas apenas a metade da radiação proveniente do molibdênio. O procedimento é o seguinte:

Deverá haver blindagens suficientes para garantir a manipulação segura dos radiofármacos, blindagens adequadas para o transporte dos radiofármacos (castelos) até o local onde serão utilizados, blindagens para armazenamento dos radionuclídeos e local blindado adequado para descarte de materiais contaminados (rejeitos radioativos), separando-os de acordo com o radionuclídeo contaminante.

DETECTORES GASOSOS

São detectores nos quais dois eletrodos polarizados opostamente por uma tensão elétrica contínua estão em uma atmosfera gasosa e um gás é utilizado como sensor. Quando a radiação ionizante interage com o gás, provoca sua ionização e cargas elétricas surgem nos eletrodos como consequência, gerando um pulso.

Os detectores gasosos funcionam, basicamente, contabilizando a carga elétrica detectada por seus eletrodos. A intensidade da tensão elétrica aplicada nos eletrodos modifica totalmente o comportamento do detector. Adiante, o gráfico mostrará o efeito dessa tensão. Ignoraremos a influência da composição do gás, da temperatura e da pressão, variando apenas a tensão elétrica.

Ainda observando o gráfico anterior, dessa vez na região Geiger-Müller, percebemos que não existe constância no pulso. Variando-se a tensão elétrica, o pulso também varia e isso faz com que os detectores Geiger-Müller possuam grande incerteza na medição.

Em compensação, nessa região ocorre o chamado efeito avalanche. Esse efeito faz com que uma pequena quantidade de radiação, que gera um pulso com baixa intensidade, resulte em uma amplitude de pulso muito grande. São detectores com alta sensibilidade, mas o efeito avalanche também lhes proporciona grandes tempos de resposta.

O efeito avalanche é particularmente inconveniente quando se realiza medições com campos de radiação ionizante com valores de fluência muito grandes. O detector satura de forma muito rápida, impossibilitando a monitoração da dose.

CONTADOR GEIGER-MÜLLER

Cada partícula de radiação ionizante detectada gera um pulso no detector. A taxa de partículas detectadas é registrada pelo equipamento e a unidade é de contagens por segundo ou contagens por minuto.

As imagens mostram detectores Geiger-Müller para medição de equivalente de dose ambiente, também chamados de monitor de ambiente. Os monitores de ambiente são particularmente úteis em medicina nuclear na monitoração de pacientes durante a internação para terapia.

Os ativímetros necessitam de verificação periódica. A avaliações da qualidade devem abordar os seguintes aspectos (CNEN, 2013):

DETECTORES POR CINTILAÇÃO

Alguns materiais emitem luz na presença de radiação eletromagnética ionizante. Cintilação é a emissão de luz que, no nosso caso, é induzida por um fóton de radiação ionizante (raios X, radiação gama).

O conceito básico de um detector por cintilação é converter o sinal que chega por meio de radiação ionizante em luz e, posteriormente, submeter essa luz a um tubo fotomultiplicador. Esse tubo converte o sinal luminoso em um pulso elétrico e o intensifica. Ao final do processo, teremos um sinal elétrico com grande intensidade, que será processado da forma que for mais conveniente.

No interior do tubo, o fóton encontra o fotocátodo, que o absorve e emite elétrons. Esses elétrons são direcionados a uma série de estruturas chamadas dínodos. Para cada elétron que chega a um dínodo, são emitidos vários outros. Aos poucos, a cada dínodo, a quantidade de elétrons vai aumentando, até chegar a uma quantidade enorme de elétrons no anodo, que está no final do tubo.

O sinal que chega no cristal com pouca intensidade sai do tubo com altíssima intensidade e, em seguida, é processado pela eletrônica do sistema.

Alguns equipamentos em medicina nuclear operam com sistema de cintilação. A grande sensibilidade do sistema permite que a quantidade de radiofármaco administrada ao paciente possa ser reduzida, assim como o tempo de aquisição dos dados.

Após todas as etapas descritas até aqui, o sinal eletrônico ainda precisa ser processado. Se for em um sistema para realização de imagens diagnósticas, haverá diversas fotomultiplicadoras associadas a um cristal cintilador de tamanho grande. Esses sinais deverão ser processados por um computador, que irá construir a imagem final. Se for em um sistema que possui apenas uma fotomultiplicadora, dedicado a contagens de pulsos, como uma sonda de captação, o sinal é processado por um circuito eletrônico.

Independentemente da aplicação, cada fotomultiplicadora necessita de um circuito chamado pré-amplificador para que funcione corretamente. O pré-amplificador faz o acoplamento eletrônico entre a fotomultiplicadora e os circuitos subsequentes, em um processo conhecido como casamento de impedância.

O pré-amplificador também está associado a um ganho na intensidade do sinal. Essa característica é muito importante. Em sistemas de contagem de pulsos, o ajuste do ganho do pré-amplificador está diretamente ligado à calibração do equipamento. Qualquer alteração nesse ganho altera o valor da leitura.

Já em sistemas de imagem, que chegam a possuir dezenas de tubos fotomultiplicadores, cada tubo deverá ter o ganho de seu pré-amplificador ajustado para fornecer uma uniformidade na detecção da radiação.

SONDA DE CAPTAÇÃO

Captação é o percentual de determinada dose de radiofármaco que um órgão consegue assimilar. É uma informação fundamental para que o médico faça a correta prescrição da dose terapêutica.

A maior parte dos serviços de medicina nuclear que realizam terapia no Brasil o faz apenas com o iodo 131 (${}^{131}I$). Isso significa que a terapia mais realizada é a de tireoide.

Em alguns casos de câncer de tireoide, é indicada a tireoidectomia total, isto é, a remoção cirúrgica da tireoide. Entretanto, sempre restam remanescentes de tireoide que precisam ser eliminados. São os casos para os quais é indicada a terapia com ${}^{131}\mathrm{I}$ para ablação do remanescente de tireoide.

A terapia de ablação necessita de doses de radiofármacos consideravelmente maiores. Enquanto o tratamento de hipertireoidismos utiliza atividades tipicamente de 20mCi, a ablação utiliza tipicamente 300mCi. Essas doses variam de acordo com o valor da captação, entre outros critérios clínicos.

A sonda de captação, também chamada de cintígrafo linear, é um detector de radiação por cintilação. Com a sonda, é possível determinar a captação de ${}^{131}I$ pela tireoide, por exemplo. Para evitar os efeitos da radiação $\beta -$, pode ser utilizado o ${}^{123}l$, pois é um emissor gama ($\gamma$) puro. Isso reduz a dose de radiação absorvida pelo paciente e favorece o processo de detecção.

Note que os valores de CPM da coxa e de BG são subtraídos dos valores de contagem do órgão e do simulador respectivamente. Esse cuidado é necessário para que os dados de captação reflitam apenas as quantidades presentes na tireoide e no simulador, e não a quantidade no ambiente ou ainda distribuída pelo corpo do paciente.

Ainda, é válido lembrar que o paciente deve fazer dieta com supressão de iodo alguns dias antes de realizar a captação ou terapia. O iodo contido nos alimentos pode competir com a captação do iodo administrado, levando a um resultado incorreto. A dieta garante que os valores de captação estão corretos e que o radiofármaco será corretamente absorvido pela tireoide.

GAMA-CÂMARA

Também conhecida como câmara Anger, a gama-câmara é um equipamento capaz de fornecer imagens tomográficas a partir de pacientes ao quais foram administrados radiofármacos emissores de radiação gama. Como uma forma de fazer referência à emissão gama, diferenciando-se das modalidades que utilizam pares de fótons produzidos por aniquilação, podemos ainda chamar o equipamento de tomógrafo computadorizado por emissão de fóton único, SPECT. Esse equipamento necessita de um sistema de cintilação para seu funcionamento, conforme veremos a seguir.

O sinal inicial adquire uma intensidade muito grande, sendo direcionado ao pré-amplificador.

O formato de cada tubo fotomultiplicador, assim como sua disposição espacial, é fundamental para a uniformidade da imagem. A seguir, podemos ver alguns tipos de arranjos. Existem tubos fotomultiplicadores com perfis hexagonal, quadrado, circular, entre outros.

Repare que os fotomultiplicadores com perfil circular permitem espaços vazios entre eles, o que não acontece com os hexagonais e os quadrados.

COLIMADORES

Os colimadores são estruturas removíveis que possuem o objetivo de diminuir os efeitos da radiação espalhada na imagem. A próxima imagem mostra um esquema, no qual é possível notar a posição do colimador. A vista lateral ampliada mostra as estruturas radiopacas que bloqueiam a radiação espalhada. Apenas feixes de radiação paralelos ao colimador, ou que possuem a mesma divergência que os colimadores divergentes, conseguem atingir o cristal de cintilação.

Os colimadores podem ser de alta ou de baixa resolução. A diferença consiste apenas na quantidade de lâminas, maior no colimador de alta resolução, sendo utilizado quando se deseja obter imagens com maior detalhamento. Quanto maior for o número de lâminas no colimador, maior será sua atenuação da radiação, fazendo com que seja necessário aumentar o tempo de aquisição da imagem.

Também existem colimadores convergentes, divergentes e pinhole. A imagem mostra cada um deles. Os colimadores convergentes e os divergentes possuem melhor resolução no centro.

Portanto, na rotina de um serviço, é bom realizar esses exames sempre na mesma distância, para que as imagens possam ser comparadas com maior facilidade, quando for o caso.

CARACTERÍSTICAS DOS CRISTAIS DE CINTILAÇÃO

O cristal de cintilação é o principal componente de um equipamento SPECT e ainda é o mais caro. Em alguns casos, quando o cristal se danifica, sua troca é tão dispendiosa que se opta pela substituição do equipamento inteiro.

A função do cristal é converter a radiação gama em luz visível por um processo chamado de fotoluminescência.

Para compreender esse processo, é necessário entender o conceito de bandas de energia, como veremos agora.

Agora, um elétron possui determinada energia para ocupar um nível dentro de um conjunto de estados energéticos possíveis. Se considerarmos determinado material, podemos definir três bandas de energia:

No SPECT, a fotoluminescência ocorre quando um fóton gama transfere energia para um elétron, energia suficiente para ele saltar da banda de valência para a banda de condução. Pelo princípio de exclusão de Pauli, todos os estados de energia mais baixos devem estar ocupados para que um estado mais alto seja ocupado. Assim, quando um elétron abandona a banda de valência, outro elétron deverá ocupar seu lugar.

Conclui-se que um elétron da banda de condução deverá perder energia para ocupar o estado que ficou desocupado na banda de valência. Essa perda de energia é feita com a emissão de um fóton, que possui energia em quantidade igual àquela que o elétron deverá perder. A menor quantidade de energia possível é exatamente o valor do gap do material, vejamos:

No caso dos cristais utilizados no SPECT, a energia do fóton emitido é compatível com o espectro visível. Note no esquema anterior que existe um faixa de valores possíveis para a emissão de energia. Essa faixa compreende o espectro de emissão de determinado material. Na próxima imagem, temos o espectro de emissão de um cristal de iodeto de sódio, dopado com tálio, onde podemos ver que a faixa de emissão ocorre entre 330nm e 550nm (nanômetros – ${10}^{-9}$ metros), com maior intensidade para o comprimento de onda do azul, aproximadamente 430nm.

Nessa fórmula, h é a constante de Planck e $\mathrm{\nu }$, a frequência da radiação emitida. Em termos de comprimento de onda (λ) e da velocidade da luz (c), temos:

Após a luminescência, o sinal luminoso deverá ser captado pelo fotocátodo do tubo fotomultiplicador. O fotocátodo possui um espectro de absorção, ou seja, determinados comprimentos de onda são melhor absorvidos do que outros. Se tomarmos como exemplo o espectro de emissão do NaI(Tl), o melhor tubo fotomultiplicador para esse cristal seria um com espectro de absorção com pico próximo ao 430nm.

Repare que a luz emitida pelo cristal deve ser captada pelo fotocátodo. Nessa imagem, o cristal possui o mesmo diâmetro do fotomultiplicador, mas no SPECT o cristal é grande o suficiente para cobrir todos os fotomultiplicadores ao mesmo tempo.

O fotocátodo converte o sinal luminoso em elétrons, sendo direcionados a uma sequência de dínodos. A interação com cada dínodo aumenta a quantidade de elétrons e no final o sinal é muito mais intenso do que no início. Esse sinal é direcionado a um circuito pré-amplificador e depois é processado por um computador, reunindo as informações de cada conjunto fotomultiplicador, e a imagem é construída.

ANÁLISE DO ESPECTRO DE ENERGIA

Os sistemas de cintilação são eficientes para discriminar a energia dos fótons detectados. Em linhas gerais, podemos dizer que, quanto maior for a energia do fóton gama detectado, maior será a intensidade do sinal elétrico que sai do tubo fotomultiplicador. Com isso, os sistemas eletrônicos do SPECT organizam os sinais detectados em canais, com cada canal representando uma faixa de energia detectada.

Assim, podemos obter um gráfico do número de contagens para cada canal de energia, isto é, a quantidade de fótons em cada faixa de energia. O gráfico formado a partir dessas informações é chamado de espectro. Veremos na sequência um resultado típico para o gráfico de contagens por canal, realizado com uma amostra padrão de ${}^{137}\mathrm{Cs}$.

Como a amostra padrão possui espectro bem conhecido, ela é ajustada para se definir a faixa de energia exata para cada canal. Perceberemos que o espectro do césio possui um pico em aproximadamente 700keV. À esquerda desse pico, também observamos contagens, entretanto, atribui-se ao efeito Compton nesse caso. O pico de 700keV do césio é chamado de fotopico do césio.

TESTES OBRIGATÓRIOS PARA A GAMA-CÂMARA

De acordo com a legislação vigente, alguns testes de constância devem ser obrigatoriamente realizados na ocasião da instalação do equipamento (testes de aceitação), após reparos ou na periodicidade determinada para cada teste.

Vejamos, detalhadamente, cada teste obrigatório de acordo com sua periodicidade:

Os testes a seguir devem ser realizados somente no aceite ou após reparos:

• Teste de tamanho do pixel.
• Verificação do funcionamento do sistema computacional e dos periféricos.
• Verificação da marcação do tempo pelo computador em estudos dinâmicos.
• Verificação da aquisição sincronizada com sinais fisiológicos.
• Verificação da blindagem do sistema de detecção.

Os testes de constância e de qualidade da imagem não devem ser entendidos apenas como requisitos regulatórios, mas sim como uma necessidade do serviço.

Devem entrar para a rotina de forma natural, melhorando a qualidade geral do serviço e a segurança de pacientes e trabalhadores. Essas ações garantem, além da qualidade da imagem, um diagnóstico viável, com a mínima dose de radiação possível.

PRINCÍPIOS BÁSICOS

O tomógrafo por emissão de pósitrons (PET) possui uma matriz de detectores fixos, dispostos em forma de anel, localizados no interior do gantry do equipamento. É considerado um tomógrafo de quarta geração. Os detectores também são cintiladores e o PET utiliza a técnica de retroprojeção para reconstruir a imagem, entretanto, utilizam o método de detecção por coincidência.

DETECÇÃO POR COINCIDÊNCIA

A detecção por coincidência é uma técnica que registra apenas os fótons que foram emitidos simultaneamente. Esses fótons são criados no processo de aniquilação de pósitron-elétron

É administrado ao paciente um radiofármaco marcado com radionuclídeo emissor de partículas β+ (pósitrons). Como sabemos, o alcance dessas partículas é muito curto, ou seja, quando estão em um material, a interação ocorre a poucos milímetros da posição de onde foram emitidas.

A principal interação é a aniquilação pósitron-elétron; as partículas β+, ao encontrarem os elétrons do corpo do paciente, são aniquiladas. A reação de aniquilação emite um par de fótons na mesma direção, mas em sentidos exatamente opostos.

Consideramos que a massa de cada partícula é convertida em energia eletromagnética, os dois fótons. A energia de cada fóton emitido pode ser calculada a partir da equação de Einstein.

Convertendo a unidade de energia que está em joule para eletrovolt, temos 511,1keV.

Para garantir que o sinal detectado pertence ao par de fótons gerados na mesma aniquilação, o sistema contabiliza apenas fótons detectados simultaneamente em detectores opostos.

Na verdade, existe um pequeno intervalo de tempo de detecção para cada fóton de um mesmo par, pois, apesar de terem sido originados no mesmo local, percorrerão espaços diferentes até seus respectivos detectores. Cabe ressaltar que os eventos de aniquilação não serão gerados necessariamente no isocentro do equipamento.

Esse intervalo de tempo permite que seja calculada a posição em que ocorreu a aniquilação. Com os dados da contagem de fótons e das posições, a imagem poderá ser reconstruída. A detecção não pode ser feita com uma contagem contínua de tempo, é necessário ajustar no sistema uma janela de tempo de coincidência para detectar pares de fótons do mesmo evento de aniquilação. Tipicamente, essa janela é de $6 \times {10}^{-9}s$ até $12 \times {10}^{-9}s.$

Na qual $\Delta d$ é a localização do evento de aniquilação em relação ao isocentro, $c$ é a velocidade da luz e $\Delta t$ é a diferença entre os tempos de chegada de cada fóton de um mesmo evento. Normalmente, o tempo de “voo” é da ordem de ${10}^{-12}\mathrm{s}$ e os circuitos devem possuir a capacidade de medir esse tempo. Por exemplo, se o evento ocorrer a 3cm de distância do isocentro, teremos uma diferença de tempo igual a $2 \times {10}^{-10}\mathrm{s}$, pois

RESOLUÇÃO ESPACIAL

A resolução espacial é a distância mínima que podemos aproximar dois objetos diferentes e ainda conseguir distingui-los como dois objetos diferentes. Os sistemas PET possuem excelente resolução espacial, da ordem de 7mm. Esses aparelhos são superiores em resolução espacial em relação aos equipamentos SPECT.

A resolução espacial é limitada, principalmente, por dois fatores: a energia cinética dos pósitrons liberados pelo radiofármaco que possui valores variados e a variação de energia dos pares de fótons criados.

Pósitrons com energia relativamente alta possuem alcance maior do que aqueles que com menor energia. Assim, para radiofármacos marcados com radionuclídeos que liberam maior energia, a aniquilação pode acontecer em distâncias relativamente altas em relação ao local onde ocorreu a emissão. Existe, portanto, uma limitação em se garantir a exata biodistribuição do radiofármaco.

A resolução espacial do PET é dada principalmente pelo tamanho de cada um dos detectores. Considerando uma fonte pontual em frente ao detector, a largura a meia altura (FWHM, de full width at half maximum) do pulso gerado é chamada de resolução do detector. Esse valor corresponde tipicamente à metade da largura do detector.

SENSIBILIDADE

A sensibilidade do PET é a capacidade de detecção do sistema relacionada à eficiência de absorção do detector, a fatores geométricos e à absorção dos fótons pelo corpo do paciente.

A geometria também tem influência na sensibilidade do sistema, visto que a sensibilidade pode reduzir dependendo da posição relativa entre o local da aniquilação e o detector. Adiante, as imagens ajudam a explicar esse fato, representando um feixe de fótons paralelos incidindo em um detector. No primeiro caso, o alinhamento é perfeito, mas no segundo caso não, pois a incidência é obliqua. É o caso de quando um objeto está no centro do gantry, a geometria é mais favorável. Se ele estiver um pouco para fora do gantry, o alinhamento já não é tão favorável. Para alguns detectores, como no caso do PET, o alinhamento modifica a sua capacidade de detecção.

Representação de duas situações de alinhamento entre um campo de fótons e um detector

CORREÇÃO DE ATENUAÇÃO

No sistema do PET, é possível corrigir a atenuação sofrida pelos fótons de 511keV pelo corpo do paciente. Para um par de fótons de aniquilação, a quantidade total de tecido do paciente que é atravessada é sempre a mesma. Esse fato, além da janela de detecção, permite que sejam selecionados os pares de fótons que possuem origem na mesma aniquilação. Para funcionar, considera-se que o paciente não se moveu durante o exame. Dessa forma, é possível obter a biodistribuição do radiofármaco com grande precisão, o que é perfeito para estudos de perfusão, assim como para estudos de processos metabólicos.

RECONSTRUÇÃO DE IMAGENS TOMOGRÁFICAS

As imagens digitais são compostas por pequenos pontos e cada um desses pontos é chamado de pixel. Nas imagens tomográficas, cada pixel representa um volume.

Em termos de processamento computacional, um voxel é a mesma coisa que um pixel. O processo de reconstrução da imagem consiste em calcular a atividade nuclear em cada voxel do corte. Isso é feito a partir da projeção desses cortes sobre os detectores. O valor da atividade é convertido para uma escala de cores ou de tons de cinza. Geralmente, as regiões com maior atividade, também chamadas de mais quentes, são representadas por tons mais escuros, mas essa escala pode ser modificada de acordo com a necessidade.

O processo de reconstrução conhecido por retroprojeção é muito simples e muito eficiente. Ele não fornece o valor exato da atividade de cada voxel, mas fornece uma imagem muito precisa, que é o que interessa de fato para o diagnóstico. Essa técnica de reconstrução é utilizada em SPECT, PET, tomografia computadorizada e ressonância magnética.

Na imagem, veremos um exemplo simplificado, no qual a grade representa uma imagem tomográfica com apenas 4 voxels. Para descobrir a atividade de cada voxel, são realizadas medições em várias angulações em relação ao corte desejado. Cada angulação fornece um conjunto de números chamados de perfil de projeção.

O valor de cada perfil de projeção é utilizado para preencher a grade. Então, teremos uma grade para cada perfil de projeção e essas grades terão os valores repetidos de cada perfil. Somando-se todas essas grades, temos uma imagem final representada por valores numéricos. Atribui-se uma cor para cada valor e, com isso, teremos a imagem final.

Primeiramente, se obteve o perfil horizontal $P_1$, que possui os valores 7 e 9. Esses valores foram utilizados para formar a matriz $P_1$. Da mesma forma, procedeu-se com os perfis $P_2$, $P_3$ e $P_4$, obtendo-se as três matrizes:

Após essa etapa, os valores são ajustados de forma a obtermos as projeções originais. Nesse caso, chega-se à matriz final subtraindo-se 16 de todos os valores e dividindo-se por 3 os resultados.

Como esse ajuste é feito?