MÉTODOS DE CORRECCIÓN DE LA ATENUACIÓN EN LOS … Alumnos... · debido a la interposición de distintas estructuras entre el miocardio y el sistema detector (se describen en el

1

2

MEacuteTODOS DE CORRECCIOacuteN DE LA ATENUACIOacuteN EN LOS ESTUDIOS TOMOGRAacuteFICOS DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

INDICE 1_ INTRODUCCIOacuteN 2_EL PROBLEMA DE LA ATENUACIOacuteN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN

MIOCAacuteRDICA

21 El problema cliacutenico de la atenuacioacuten 3_ ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

31 Introduccioacuten al estudio de Perfusioacuten Miocaacuterdica 32 Protocolos utilizados en Perfusioacuten Miocaacuterdica 33 Adquisicioacuten de las imaacutegenes de Perfusioacuten Miocaacuterdica 34 Procesamiento de las imaacutegenes de Perfusioacuten Miocaacuterdica 35 Presentacioacuten de las imaacutegenes adquiridas

4_ INTERACCIOacuteN DE LA RADIACIOacuteN GAMMA EN EL ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

41 Interaccioacuten de la radiacioacuten gamma con la materia 42 Influencia de las caracteriacutesticas anatoacutemicas del paciente 43 Influencia de los isoacutetopos en la calidad de las imaacutegenes

5_ METODOS DE CORRECCIOacuteN DE IMAacuteGENES

51 Meacutetodos de Correccioacuten de los fotones dispersos 52 Meacutetodos de Correccioacuten de los fotones atenuados

6_ CONCLUSIOacuteN 7_ BIBLIOGRAFIacuteA

3

1_INTRODUCCIOacuteN La Tomografiacutea Computada por Emisioacuten de Fotoacuten Uacutenico (SPECT) es el meacutetodo utilizado para evaluar la funcioacuten del miocardio y analizarlo de manera cuantitativa Su teacutecnica no es invasiva y esta basada en la marcacioacuten con un material radiactivo de una moleacutecula especiacutefica que va a ser transportada por el sistema sanguiacuteneo hasta un oacutergano blanco Estos materiales radiactivos por medio de diferentes mecanismos de desintegracioacuten emiten radiacioacuten gamma o electromagneacutetica que es detectada con una caacutemara gamma que gira alrededor del paciente siguiendo una oacuterbita predeterminada la cual mediante el uso de circuitos de posicionamiento determina el punto de origen de la radiacioacuten para luego formar la imagen por medio de meacutetodos de reconstruccioacuten En resumen podemos decir que las imaacutegenes de SPECT exhiben informacioacuten tridimensional (3D) sobre la distribucioacuten de la actividad dentro del cuerpo del paciente la cual se reconstruye de una serie de proyecciones adquiridas alrededor del mismo La calidad de la imagen del SPECT se ve afectada por varios factores dentro de los cuales podemos nombrar los siguientes a) La Dispersioacuten y la Atenuacioacuten de los fotones al atravesar los diferentes tejidos del cuerpo lo que produce disminucioacuten en el registro de cuentas disminucioacuten en el contraste de la imagen y aumento de la borrosidad b) La Distancia fuente-detector la cual disminuye la resolucioacuten espacial a medida que aumenta la distancia Como resultado de la degradacioacuten de las imaacutegenes la exactitud del diagnoacutestico se ve afectada producieacutendose falsos positivos y negativos que llevan al diagnostico de patologiacuteas no existentes o a no diagnosticar patologiacuteas existentes A lo largo de los antildeos numerosos investigadores han logrado muacuteltiples variantes de los procedimientos para la adquisicioacuten de la imagen de perfusioacuten miocaacuterdica (PM) cuya eleccioacuten depende tanto de la patologiacutea que se busca como del equipamiento y de los trazadores utilizados Asimismo tambieacuten se han logrado avances en los procedimientos de reconstruccioacuten implementaacutendose algoritmos de correccioacuten por atenuacioacuten y meacutetodos de recuperacioacuten de la resolucioacuten los cuales buscan obtener mejores resultados para llegar a la exactitud diagnostica de las distintas patologiacuteas cardiacuteacas La Sociedad de Medicina Nuclear (SNM) fundada en 1953 y la Sociedad Americana de Cardiologiacutea Nuclear (ASNC) fundada en 1993 han publicado que ambas reconocen la Correccioacuten de Atenuacioacuten (CA) en los estudios de PM por SPECT como medio potencialmente importante para distinguir a los artefactos producidos por la atenuacioacuten de las patologiacuteas de la arteria coronaria y han publicado una declaracioacuten a este efecto Desde esa publicacioacuten los fabricantes han mejorado sustancialmente los productos comercialmente disponibles y validados de CA y se ha logrado una aceptacioacuten cada vez mayor de esta tecnologiacutea para el uso cliacutenico SNM y ASNC sostienen que la capacidad de realizar exactamente la CA con las soluciones comerciales validadas de los equipos y programas de computacioacuten realzan la confianza y la exactitud interpretativas de la proyeccioacuten de la imagen del SPECT de PM Los requisitos previos para la incorporacioacuten de la CA en la praacutectica cliacutenica rutinaria que cubren la adquisicioacuten el proceso de reconstruccioacuten y la interpretacioacuten son a) La alta calidad de la imagen de transmisioacuten con cantidad suficiente de cuentas y con baja interferencia del radiofaacutermaco de emisioacuten son esenciales para reducir la propagacioacuten del ruido y el error en las imaacutegenes de emisioacuten corregidas b) Los procedimientos del control de calidad para el registro de la imagen se deben utilizar para los datos de la proyeccioacuten adquiridos usando los protocolos secuenciales de la proyeccioacuten de la imagen de trasmisioacuten-emisioacuten (sistemas de CT SPECT)

4

c) Indicar si la correccioacuten de dispersioacuten y la recuperacioacuten de resolucioacuten se deben utilizar con la correccioacuten de atenuacioacuten d) La CA se debe emplear siempre con los estudios de ECG-gated SPECT e) Los teacutecnicos deben tener entrenamiento adecuado en la adquisicioacuten y el procesamiento de estudios corregidos por atenuacioacuten Los meacutedicos deben tener entrenamiento adecuado en la interpretacioacuten de imaacutegenes corregidas por atenuacioacuten f) Los meacutedicos deben reconocer e interpretar imaacutegenes sin corregir y corregidas

5

2_EL PROBLEMA DE LA ATENUACIOacuteN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

21 El problema cliacutenico de la atenuacioacuten En Medicina Nuclear los estudios tomograacuteficos proveen la mayor capacidad diagnoacutestica para evaluar patologiacuteas cardiacuteacas debido al incremento del contraste entre la pared miocaacuterdica y la cavidad ventricular y a la representacioacuten tridimensional de las imaacutegenes Son estas propiedades las que mejoran la evaluacioacuten visual del estudio y hacen esta modalidad ideal para el anaacutelisis cuantitativo del miocardio y su funcionalidad El estudio de Perfusioacuten Miocaacuterdica permite evaluar tanto el grado de perfusioacuten del miocardio la presencia de enfermedad coronaria anormalidades de las arterias coronaria circunfleja y descendente anterior izquierda como la extensioacuten severidad pronoacutestico y reversibilidad de la patologiacutea La interpretacioacuten cliacutenica se realiza analizando la uniformidad de la distribucioacuten del radiofaacutermaco en el miocardio de manera que para llegar a un diagnoacutestico correcto es necesario el reconocimiento de las variantes normales cardiacuteacas y de los artefactos que cotidianamente se encuentran en la praacutectica ellos son a) Variantes Normales Aacutepex orientado verticalmente corazoacuten en posicioacuten vertical u horizontal septum corto y vista de la porcioacuten membranosa del septum en alguacuten corte entre otras b) Artefactos Los artefactos pueden ser debido al proceso de reconstruccioacuten de las imaacutegenes a movimiento del paciente o a dispersioacuten y atenuacioacuten de la radiacioacuten proveniente del paciente por interposicioacuten de tejidos entre el corazoacuten y el detector En ambos casos la distribucioacuten del radiofaacutermaco se ve alterada en la imagen final producieacutendose los llamados falsos positivos y falsos negativos que llevan a un diagnoacutestico erroacuteneo La atenuacioacuten de la radiacioacuten en el estudio de PM produce los efectos y artefactos particulares debido a la interposicioacuten de distintas estructuras entre el miocardio y el sistema detector (se describen en el punto 42) La CA surge como un intento de dar solucioacuten a dichos efectos

6

ALGUNOS CASOS DE VARIANTES NORMALES

Septum Corto

Distorsioacuten Apical

7

Vista del Muacutesculo Papilar

3_ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

8

31 Introduccioacuten al estudio de Perfusioacuten Miocaacuterdica La adquisicioacuten de las imaacutegenes se puede realizar mediante teacutecnica planar y teacutecnica tomograacutefica o SPECT En la teacutecnica planar se obtienen imaacutegenes por espacio de 8 a 10 minutos en tres diferentes proyecciones anterior oblicua anterior izquierda y lateral izquierda Produce imaacutegenes en dos dimensiones del corazoacuten su principal desventaja es que en algunas proyecciones puede existir sobreposicioacuten de estructuras lo que puede dificultar el anaacutelisis individual de alguno de los segmentos del miocardio En la teacutecnica tomograacutefica o SPECT el detector gira 180 grados alrededor del paciente haciendo 32 o 64 imaacutegenes del corazoacuten cada una por espacio de 25 a 30 segundos Al final del estudio se realiza una reconstruccioacuten tridimensional del corazoacuten Tiene una mejor resolucioacuten de contraste en comparacioacuten con la teacutecnica planar ya que evita la sobreposicioacuten de segmentos que ocurre habitualmente con esta otra teacutecnica lo que permite aumentar la eficacia de deteccioacuten de pequentildeas regiones de hipoperfusioacuten La distribucioacuten del radiofaacutermaco dentro del miocardio se analiza en imaacutegenes tomograacuteficas en tres orientaciones eje corto eje largo vertical y eje largo horizontal En el eje corto las imaacutegenes se analizan en tres grupos que corresponden a la regioacuten apical a la regioacuten ventricular media y a la base del corazoacuten En estos cortes se valoran los segmentos que corresponden a la regioacuten anterior anteroseptal inferoseptal anterolateral inferolateral e inferior El aacutepex es valorado mejor en los ejes largos En el eje largo vertical puede valorarse ademaacutes la pared anterior y la inferior en el eje largo horizontal se valora el septum y la pared lateral Diversos estudios han mostrado una buena correlacioacuten entre la anatomiacutea de estos segmentos y la distribucioacuten de las arterias coronarias Puede realizarse un anaacutelisis cuantitativo de las imaacutegenes construyendo un mapa polar en el que los cortes del eje corto se muestran de una forma conceacutentrica desde el aacutepex en el centro hasta la base del corazoacuten en la periferia con lo que se puede calcular el porcentaje de extensioacuten y el grado de severidad de los defectos de perfusioacuten Tambieacuten puede efectuarse una evaluacioacuten cuantitativa a partir del anaacutelisis visual de las imaacutegenes utilizando una escala de cinco puntos basada en la captacioacuten del trazador en las diferentes paredes miocaacuterdicas 0= normal 1= ligera reduccioacuten en la captacioacuten del radioisoacutetopo 2= moderada reduccioacuten en la captacioacuten del radioisoacutetopo 3= importante reduccioacuten en la captacioacuten y 4= ausencia de captacioacuten 32 Protocolos utilizados en Perfusioacuten Miocaacuterdica Para 99mTc-MIBI Tetrofosmina y Tl201

a) Forma de administracioacuten (igual para todos los protocolos)

bullPara el estudio de reposo se inyecta por viacutea intravenosa no requiriendo ninguacuten cuidado

especial bullPara el estudio sensibilizado con esfuerzo ergomeacutetrico se inyecta en el momento de

maacuteximo esfuerzo mantenieacutendose eacuteste durante 1 a 2 min si es posible La colocacioacuten previa de un cateacuteter venoso puede facilitar la inyeccioacuten durante el ejercicio

bullPara el estudio sensibilizado con dipiridamol se inyecta 2 min despueacutes de haber finalizado la administracioacuten de la droga

bullPara el estudio sensibilizado con dobutamina se inyecta una vez alcanzada la maacutexima dosis o en el momento de detener la infusioacuten por otra causa

9

Tanto con MIBI como con Tetrofosmina pueden realizarse protocolos largos (dos diacuteas) como cortos (un diacutea)

b) Dosis para el protocolo de 2 diacuteas Tc99m o Tetrofosmina

bull24 mCi (740 MBq) para 70 Kg en el estudio de esfuerzo o sensibilizado con faacutermacos bull34 mCi (1110 MBq) para 70 Kg en el estudio de reposo

c) Dosis para el protocolo de 1 diacuteas Tc99m o Tetrofosmina

bullSe adquiere primero el reposo (8 mCi) y el esfuerzo entre las 4 ndash 6 hs despueacutes (24 mCi) o viceversa

bullTanto el estudio de esfuerzo como el de reposo pueden adquirirse en forma gatillada (sincronizada con el ECG) para lo cual se recomienda aumentar el tiempo de adquisicioacuten a 40 segpaso y adquirir 8 imaacutegenes por ciclo cardiacuteaco permaneciendo el resto de los paraacutemetros sin modificar Esta teacutecnica requiere software especial de adquisicioacuten y procesamiento

f) Dosis para protocolo de Tl201

bull2 - 3 mCi (74 - 111 MBq) en el estudio de esfuerzo para un adulto de 70 Kg bull1 - 15 mCi (37 - 555 MBq) para la reinyeccioacuten en reposo (diagnoacutestico de viabilidad

miocaacuterdica)

10

g) Protocolos para Tl201

I Esfuerzo Redistribucioacuten Se inicia con la realizacioacuten de la prueba de esfuerzo aplicaacutendole la inyeccioacuten del radiofaacutermaco en el punto de maacuteximo esfuerzo Se realizan imaacutegenes de post-esfuerzo inmediatamente y luego de tres o cuatro horas se realizan las imaacutegenes de redistribucioacuten Los segmentos miocaacuterdicos con defectos severos de perfusioacuten en el estudio post-estreacutes pero con redistribucioacuten parcial o total a las 3-4 hs se consideran como viables Se ha demostrado que hasta el 30-50 de los segmentos con defectos de captacioacuten fija incrementan dicha captacioacuten de Tl201 tras la revascularizacioacuten ademaacutes de mejorar su contractibilidad lo que indica que eran viables Esto suele ocurrir en territorios con estenosis coronarias muy severas o arterias ocluidas sin demasiada circulacioacuten colateral En general en pacientes con disfuncioacuten del ventriacuteculo izquierdo (VI) el SPECT de Estreacutes Redistribucioacuten con Tl201 a menudo subestima la presencia de miocardio viable

II Estreacutes Redistribucioacuten Inyeccioacuten inmediata Se realiza cuando se observan defectos muy severos en la imagen post-esfuerzo Se reinyecta 1mCi con la finalidad de obviar la imagen de redistribucioacuten convencional y obtener directamente una imagen de la redistribucioacuten de la inyeccioacuten a las 3-4 hs Hasta la mitad de los defectos irreversibles en la imagen de redistribucioacuten aumentan o normalizan la captacioacuten de Tl201 tras la reinyeccioacuten y el 90 de los mismos aumentan la contractibilidad tras la misma

III Estreacutes Redistribucioacuten Imagen Tardiacutea Se realiza en el caso de persistencia de defectos severos en la imagen de redistribucioacuten se adquieren las imaacutegenes tardiacuteas a las 24 hs Entre el 30-50 de los defectos no reversibles en las imaacutegenes de redistribucioacuten precoces presentan redistribucioacuten tardiacutea y el 95 de estas muestran incremento de la captacioacuten de Tl201 tras la revascularizacioacuten El inconveniente de este protocolo es la mala calidad de las imaacutegenes tardiacuteas debido a la escasa cantidad de contaje en pacientes obesos o en aquellos con escasa actividad inicial en el miocardio

IV Reposo Reinyeccioacuten Cuando el uacutenico objetivo es la valoracioacuten de viabilidad puede realizarse este protocolo aplicando la inyeccioacuten en reposo y obteniendo imaacutegenes precoces y tardiacuteas (3-4 hs) Si la captacioacuten es normal en reposo o cualquier defecto en la imagen de reposo redistribuye normalmente en la imagen tardiacutea se considera normal la viabilidad En cambio se considera ligeramente reducida o severamente reducida si se observan defectos fijos ligeros o severos respectivamente

11

h) Doble isoacutetopo Tl201 reposos + 99mTc-MIBI esfuerzo Existen dos variantes para su adquisicioacuten

IDeteccioacuten simultanea de ambos trazadores

II Deteccioacuten inicial de la imagen con Tl201 aplicaacutendole luego en el punto de maacuteximo esfuerzo la dosis de Tc99m y detectando este trazador Este protocolo reuacutene en un solo estudio la ventaja de los dos trazadores

I Estudio en reposo o reposo redistribucioacuten con Tl201 de la viabilidad miocaacuterdica el cual tiene alta sensibilidad para la deteccioacuten de miocardio severamente hipoperfundido

II Estudio de refuerzo con Tc99m que tiene la ventaja de una elevada sensibilidad y sobre todo especificidad por la menor prevalencia de defectos por atenuacioacuten Teniendo en cuenta la importante diferencia de dosis inyectadas se prefiere obtener primero la imagen del Tl201 y luego la del Tc99m En la praacutectica no suele usarse este protocolo debido a la interferencia del Tc99m en la ventana del Tl201 Estudios de gated-spect en la valoracioacuten de la viabilidad miocaacuterdica

Los estudios tomograacuteficos de PM sincronizados con el ECG (gated-SPECT) permiten la valoracioacuten simultaacutenea de los datos de perfusioacuten y funcioacuten ventricular gracias a la valoracioacuten de la contractilidad segmentaria ventricular a lo largo del ciclo cardiacuteaco lo que tiene especial intereacutes en el anaacutelisis de la viabilidad miocaacuterdica En estos casos se suelen emplear isoacutetopos marcados con Tc99m (sestamibi o tetrofosmiacuten) que son potencialmente superiores al Tl201 debido a sus mejores caracteriacutesticas radiofiacutesicas El SPECT gatillado o gated-SPECT puede detectar artefactos de atenuacioacuten de tejidos blandos en regiones con defectos de perfusioacuten aparentemente irreversibles diferenciando estas regiones viables de aqueacutellas otras con extensa fibrosis y por tanto no viables La presencia de una regioacuten que se mueve normalmente en la reconstruccioacuten tridimensional del ventriacuteculo izquierdo (VI) o que presenta en siacutestole mayor actividad del isoacutetopo respecto a diaacutestole (fenoacutemeno del volumen parcial debido al aumento relativo en la concentracioacuten del isoacutetopo o por unidad de volumen del miocito si existe acortamiento sistoacutelico del mismo) son indicativos de viabilidad miocaacuterdica Se ha constatado una excelente correlacioacuten entre las imaacutegenes de reinyeccioacuten de Tl201 y la intensidad del engrosamiento sistoacutelico regional Dicho engrosamiento parietal en gated-SPECT 99m Tc-sestamibi identifica el 89 de los segmentos viables que se detectan con un estudio con Tl201 en reposo 33 Adquisicioacuten de imaacutegenes Para 99mTc-MIBI Tetrofosmina y Tl201

bullPaciente en decuacutebito supino miembros superiores flexionados sobre la cabeza

(opcionalmente soacutelo el miembro izquierdo) bullRetirar objetos metaacutelicos de la zona en estudio

12

bullAdvertir al paciente que debe permanecer inmoacutevil hasta que el estudio haya finalizado instruirlo para que evite inspiraciones profundas y no se duerma

bullUtilizar colimador de alta resolucioacuten para bajas energiacuteas en el caso de Tc99m y colimador de propoacutesitos generales para bajas energiacuteas en el caso de Tl201

bullAnalizador de pulsos con ventana de 15 centrada en el fotopico de 140 KeV para el caso de Tc99m-MIBI o Tc99m-Tetrofosmina y analizador de altura de pulsos con ventanas del 20 en los fotopicos de 70 y 167 Kev en el caso de Tl201

bullDetector en proyeccioacuten oblicua anterior derecha lo maacutes proacuteximo posible al toacuterax del paciente

bullOacuterbita circular eliacuteptica o de contorno en este uacuteltimo caso empleando contorno automaacutetico o manual Es importante utilizar siempre el mismo tipo de oacuterbita

bullVerificar que todo el corazoacuten quede contenido dentro del campo y que la rotacioacuten se efectuacutee libremente sin rozar al paciente ni la camilla

bullRotacioacuten de 180deg desde OAD a OPI bullNuacutemero de imaacutegenes 32 (movimiento angular 6ordm) bullModalidad paso y disparo (step and shoot) bullTiempo por imagen 20 segundos bullMatriz 64 x 64 word bullZoom 15 - 2

34 Procesamiento (Igual para ambos protocolos)

bullReconstruccioacuten por retroproyeccioacuten filtrada liacutemites por encima y por debajo de las

paredes anterior e inferior del corazoacuten bullFiltro Butterworth orden 4 frecuencia de corte 015 Nyquist (variable entre 012 y 025) bullCorreccioacuten de atenuacioacuten no se aplica salvo que se cuente con un sistema de correccioacuten

por fuente de transmisioacuten lineal implementado en algunas caacutemaras de dos y tres cabezales bullZoom post reconstruccioacuten variable (en general entre 30 y 60 ) bullReorientacioacuten del eje mayor vertical y horizontal del corazoacuten

Las condiciones de procesamiento de las imaacutegenes son las mismas para el estudio de reposo esfuerzo o de estiacutemulo farmacoloacutegico Puede ser necesario modificar el filtro si la dosis fue menor o si existioacute infiltracioacuten parcial durante la inyeccioacuten lo que resultaraacute en menor densidad de cuentas en el miocardio Como existen variaciones en la orientacioacuten normal de distintos pacientes y los cortes tomograacuteficos tradicionalmente obtenidos no son los maacutes indicados para expresar con claridad las caacutemaras cardiacuteacas y la distribucioacuten del flujo coronario del miocaacuterdio debido a la posicioacuten del VI respecto a ellos se efectuacutea la reorientacioacuten para que el VI tenga una posicioacuten similar a los ejes de simetriacutea de la reconstruccioacuten

13

Posicioacuten del corazoacuten dentro del Toacuterax

Reorientacioacuten de los ejes del corazoacuten Vista Anterior

14

Reorientacioacuten de los cortes Transversos y Sagitales respectivamente Reorientar los cortes tomograacuteficos del VI significa rotarlos de forma que los aacutengulos α y β queden con una angulacioacuten α = 0 y β = 0 con respecto a los ejes de la reconstruccioacuten Quedan asiacute determinados tres cortes que describen la simetriacutea natural de dicha caacutemara cardiaca Ellos son

Eje Corto (EC) Eje Largo Horizontal (ELH)

Eje Largo Vertical (ELV)

Comparacioacuten entre reorientaciones correctas e incorrectas

15

El VI es comuacutenmente dividido en tres sectores un tercio medial un tercio apical un tercio basal y un aacutepex

Cada uno de estos segmentos puede es dividido en 6 u 8 subsegmentos y el aacutepex en uno o dos

Eacutel nuacutemero total de segmentos en que queda dividido es entonces 25 (38+1) o 20 (36+2) para los dos modelos antes descriptos Asiacute los cortes transaxiales obtenidos son perpendiculares al eje ldquoyrdquo del sistema tomograacutefico

16

35 Presentacioacuten de las imaacutegenes Seleccionar un juego de imaacutegenes de esfuerzo oacute estiacutemulo farmacoloacutegico y redistribucioacuten de cada corte (eje corto eje largo horizontal y eje largo vertical) de modo que sean comparativas utilizando el software especiacutefico generalmente provisto para este tipo de presentacioacuten Imprimir en color oacute blanco y negro seguacuten preferencia del usuario Si se dispone de un estudio de reinyeccioacuten documentarlo en forma comparativa con las imaacutegenes de redistribucioacuten

SPECT de PM no patoloacutegico

17

COMPARACIOacuteN ENTRE ESTUDIOS PATOLOacuteGICOS Y NORMALES

SPECT no patoloacutegico

Enfermedad de una sola Arteria Coronaria

18


Enfermedad de dos Arterias Coronarias

19

4_ INTERACCIOacuteN DE LA RADIACIOacuteN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

41 Interaccioacuten de la radiacioacuten gamma con la materia La radiacioacuten electromagneacutetica interactuacutea por medio de tres mecanismos baacutesicos con la materia ellos son

- Efecto Fotoeleacutectrico - Produccioacuten de Pares

- Efecto Compton En el Efecto Fotoeleacutectrico el fotoacuten interactuacutea con un electroacuten de la capa interna de un aacutetomo transfirieacutendole toda su energiacutea de forma que el fotoacuten desaparece Como consecuencia de eacutesta interaccioacuten el electroacuten es expulsado del aacutetomo escapando con una energiacutea

E cineacutetica del electroacuten = E fotoacuten incidente- E ligadura del electroacuten

y dejando una vacante en la capa de donde ha sido expulsado Para corregir eacuteste estado un electroacuten de una capa externa cae en el hueco vaciacuteo Eacutesta transicioacuten va acompantildeada de la emisioacuten de un Rx cuya energiacutea es igual a la diferencia de las capas participantes La probabilidad de que un determinado fotoacuten interactuacutee con la materia depende del nordm atoacutemico (Z) y de que la energiacutea del fotoacuten sea al menos igual a la energiacutea de ligadura del electroacuten al aacutetomo A diferencia del Efecto Fotoeleacutectrico el Efecto Compton se da por la interaccioacuten de un fotoacuten con un electroacuten de la capa externa de un aacutetomo En eacuteste caso el fotoacuten incidente entrega parte de su energiacutea al electroacuten de la capa externa expulsaacutendolo y como resultado aparece un fotoacuten nuevo con menor energiacutea y con una nueva direccioacuten La relacioacuten entre su energiacutea y su nueva direccioacuten esta dada por

E dispersado = E foton dispersado 1+ ((E mc2) (1- cos α)) tanto el fotoacuten disperso como el electroacuten pueden realizar otras interacciones si es que cuentan con la energiacutea suficiente Como uacuteltima instancia el electroacuten pasa a ocupar un hueco de capa atoacutemica creado en alguna interaccioacuten previa y el fotoacuten seraacute absorbido fotoeleacutectricamente La probabilidad de que ocurra Efecto Compton suele disminuir al aumentar la energiacutea de la radiacioacuten electromagneacutetica y no depende del nordm atoacutemico (Z) del material que atraviesa

20

Espectro de energiacutea de la radiacioacuten gamma proveniente del Tc99m realizado con

fotones primarios y dispersos de varios ordenes

Espectro de Energiacutea ideal

La Produccioacuten de Pares tiene lugar cuando un fotoacuten escapa de la nube electroacutenica e interacciona con el nuacutecleo atoacutemico Como resultado el fotoacuten desaparece y aparecen dos electrones uno con carga positiva (o positroacuten) y otro con carga negativa que salen emitidos en direcciones opuestas para conservar la cantidad de movimiento El positroacuten tiene alta probabilidad de interactuar con un electroacuten libre del medio producieacutendose la aniquilacioacuten de ambos y apareciendo dos fotones de 511 Kev El electroacuten puede ocupar el vaciacuteo creado por alguna interaccioacuten en la capa externa de alguacuten aacutetomo Un fotoacuten con menos de 1022 Mev no puede experimentar produccioacuten de pares puesto que la energiacutea de la masa en reposo de dos electrones equivale a ese valor

E del fotoacuten = 2 m e c2

21

Las tres maneras principales en que los rayos γ interaccionan con la materia En los tres casos se producen electrones energeacuteticos y las energiacuteas para las cuales predomina cada interaccioacuten Al interactuar con la materia Por los procesos antes mencionados el flujo de fotones transmitidos a traveacutes de eacutesta disminuye Eacutesta transmisioacuten esta caracterizada por un coeficiente lineal de atenuacioacuten denominado micro que depende de la energiacutea del fotoacuten y del nordm atoacutemico del material atravesado Eacuteste coeficiente se define como la probabilidad lineal de interaccioacuten del fotoacuten por unidad de camino recorrido es expresado como (cm ndash1) y al ser proporcional a la densidad del material nos permite poder expresarlo en relacioacuten en funcioacuten a eacutesta lo que denominamos coeficiente maacutesico de atenuacioacuten y se expresa en (cm2gr) La relacioacuten entre ambos es expresada con la siguiente foacutermula

microλ δ = micromicro

El coeficiente total de atenuacioacuten estaacute dado por la suma de los coeficientes de los posibles tipos de mecanismo de interaccioacuten o sea Efecto Fotoeleacutectrico y Efecto Compton

micro = micro atenuacioacuten + micro dispersioacuten

22

Coeficiente maacutesico de atenuacioacuten de rayos gamma en plomo seguacuten la energiacutea del fotoacuten Se indica la contribucioacuten de cada uno de los tres efectos

El coeficiente total de absorcioacuten lineal estaacute dominado por el Efecto Fotoeleacutectrico para energiacuteas entre 30 y 50 Kev en los tejidos blandos y hueso y estaacute dominado por el Efecto Compton para energiacuteas entre 200 y 1000 Kev

Dominio de cada interaccioacuten para una energiacutea determinada

La intensidad luego de atravesar un dado material viene dada por la Ley de Lambert

I = I 0 e -microx

para el caso maacutes sencillo donde I0 es la intensidad del haz incidente micro es el coeficiente de atenuacioacuten y x es la distancia recorrida en el material

23

El nuacutemero de radiaciones absorbidas depende del espesor x del absorbedor Noacutetese que la ecuacioacuten tiene la misma forma que la ley de decaimiento radiactivo La figura muestra una curva de atenuacioacuten tiacutepica Cuando x= 0 o sea sin absorbedor la intensidad medida I= I0 El valor del coeficiente lineal de atenuacioacuten micro determina queacute tan raacutepidamente cae la curva de atenuacioacuten En analogiacutea con la vida media se puede definir la capa hemirreductora x12 como el grueso de absorbedor que reduce la intensidad inicial a la mitad Dos capas hemirreductoras la reducen a una cuarta parte y asiacute sucesivamente n capas hemirreductoras la reduce n por un factor 12n La capa hemirreductora estaacute relacionada con el coeficiente lineal de atenuacioacuten seguacuten la ecuacioacuten

x12= 0693micro Tambieacuten se define la capa decimorreductora x 110 como el espesor que reduce la intensidad a una deacutecima parte Dos de eacutestas la reducen a un centeacutesimo y n capas decimorreductoras la reducen a un factor 110n La capa decimorreductora se relaciona con u seguacuten la ecuacioacuten

x110 = 2203micro

Curva exponencial de atenuacioacuten de rayos gamma Se indican las capas hemirreductora y decimorreductora

24

En el caso que el haz atraviesa distintas estructuras de diferentes espesores la ecuacioacuten que nos va a permitir encontrar la intensidad del haz de fotones es

I = I o e ndash ( ∆microx)

42 Influencia de las caracteriacutesticas fiacutesicas del paciente Debido a la interferencia de tejido no cardiacuteaco como el diafragma el tejido mamario abdomen muy pronunciado y actividad visceral los rayos γ que son transmitidos a traveacutes del paciente sufren diferente grado de atenuacioacuten en cada una de las proyecciones adquiridas por la caacutemara gamma SPECT Esto arroja artefactos en las imaacutegenes que suelen llevar a un diagnoacutestico erroacuteneo es decir un resultado falsamente anormal los cuales se denominan ldquofalsos positivosrdquo Los artefactos pueden clasificarse seguacuten el tejido

bullAtenuacioacuten por tejido mamario Generalmente se observa en pacientes femeninos Se ubica en la pared anterior aunque si los pechos son oscilantes puede producir efectos en la pared lateral Tambieacuten se observa en pacientes masculinos con ginecomastia en los cuales el efecto se observa en la pared anterior

bullAtenuacioacuten en pacientes obesos Produce efectos de hipocaptacioacuten en la pared

lateral Reforzando en la posicioacuten supina

25

bullAtenuacioacuten causada por el diafragma Se observa en la pared inferior especialmente si existe ascitis izquierda

bullAtenuacioacuten producida por marcapasos Puede producir defectos de hipocaptacioacuten en la pared del ventriacuteculo donde este ubicado

bullAtenuacioacuten producida por movimiento El contorno del LV es agudo sin embargo

cuando el paciente se mueve puede observarse Defectos opuestos localizados manchas y borroneado de los bordes

Movimiento Horizontal

26

Movimiento Vertical

bullAtenuacioacuten producida por sobreposicioacuten de viacutesceras Zonas de hipercaptacioacuten

adyacentes al ventriacuteculo hiacutegado bazo y pulmoacuten en el caso del Tl201 y viacutea biliar e intestino delgado para los productos marcados con Tc99m de eliminacioacuten hepatobiliar

Sobreposicioacuten de intestinos

27

Sobreposicioacuten de Hiacutegado

Sobreposicioacuten de Hiacutegado e Intestinos

28

43 Influencia de los isoacutetopos en la calidad de imaacutegenes

Caracteriacutesticas de los Radioisoacutetopos utilizados en Perfusioacuten Miocaacuterdica

bullTl201 Es un metal pesado con caracteriacutesticas quiacutemicas de catioacuten anaacutelogo al potasio Se obtiene como producto de un ciclotroacuten y se convierte por captura electroacutenica en Hg201 o mercurio estable Tiene T frac12 de 735 hs En su transicioacuten emite radiacioacuten gamma de 135 Kev en una abundancia de 27 y de 167 Kev en un 94 pero la energiacutea principal proviene de la emisioacuten de fotones de rayos X de 68-84 Kev Al ser el Tl201 un anaacutelogo del potasio luego de su administracioacuten intravenosa como cloruro de Tl201 (Tl201Cl) se incorpora a las ceacutelulas del organismo raacutepidamente por medio de dos mecanismos - Una parte por difusioacuten pasiva Dado el tamantildeo del ioacuten hidratado de Tl201 (144 A) - Otra parte por medio de la bomba de Na-K-ATPasa de forma proporcional al flujo sanguiacuteneo y al metabolismo celular existente En condiciones normales de perfusioacuten un 85 del Tl201 es extraiacutedo por el miocito durante el primer pasaje (fraccioacuten de extraccioacuten miocaacuterdica) Entre un 35 y un 45 de la dosis inyectada de Ta201 es incorporada al miocardio alcanzando el 80 de la concentracioacuten a los dos minutos y la maacutexima concentracioacuten es alcanzada entre los 18 y 25 minutos de la inyeccioacuten Luego de alcanzada la maacutexima concentracioacuten intracelular se inicia el proceso de lavado o redistribucioacuten con la salida hacia el espacio vascular con un tiempo medio depuracioacuten en el miocardio de unas 2 hs El Tl201 recirculante es expuesto de nuevo a la ceacutelula miocaacuterdica llegaacutendose al equilibrio por redistribucioacuten

bullTc99m Presenta caracteriacutesticas oacuteptimas de deteccioacuten en caacutemara gamma Emite radiacioacuten gamma de 140 Kev y T frac12 de 602 hs

Espectro de Energiacutea del Tc99m que se ha inyectado a un paciente Se muestra el fotopico el aacuterea que corresponde a los fotones dispersos en el paciente el fondo Compton y los picos producidos por los Rx que se producen en el Pb bull MIBI El MIBI o metoxi-isobutil-isonitrilo es un compuesto lipofiacutelico que no se

une a las proteiacutenas del plasma y se incorpora por difusioacuten pasiva a la ceacutelula de forma proporcional al flujo sanguiacuteneo fijaacutendose maacutes del 90 en las mitocondrias

29

Durante el primer pasaje la fraccioacuten de extraccioacuten del mismo por el miocito es de un 50 al 65 siendo entre el 1 y el 15 el porcentaje de la dosis administrada lo que se fija en el miocardio A diferencia del Tl201 la redistribucioacuten del MIBI es miacutenima lo que permite demorar de 60 a 90 minutos la adquisicioacuten de las imaacutegenes hasta lograr la mejor relacioacuten corazoacuten fondo

bull Tetrofosmina Pertenece al grupo de las fosfinas las cuales son cationes lipofiacutelicos de elevada extraccioacuten miocaacuterdica ya que se mantiene en torno al 15 de la dosis inyectada durante los primeros 60 minutos y decrece lentamente a partir de los 120 minutos Posee raacutepido depuracioacuten sanguiacutenea y hepaacutetica La captacioacuten miocaacuterdica de estos trazadores sobrestima los flujos muy bajos e infraestima los muy altos Se incorpora a las ceacutelulas por un proceso metaboacutelicamente activo sin implicacioacuten de los canales catioacutenicos (Na+ K+) con retencioacuten en las mitocondrias por transformacioacuten de energiacutea metaboacutelica en potencial de membrana electronegativa

Diferencia entre la captacioacuten de cada una de los radiofaacutermacos por la ceacutelula Cardiaca

Imagen comparativa entre dos estudios adquiridos uno con Tl201 y otro con Tc99m

30

bull Diferencia entre isoacutetopos Es importante destacar que el Tc99m al tener un T frac12 maacutes corto que el Tl201 permite administrar dosis mayores a los pacientes ya que disminuye la dosis de radiacioacuten recibida Tambieacuten como su energiacutea es mayor sufre menor atenuacioacuten al atravesar el cuerpo del paciente (en especial los tejidos blandos) Los faacutermacos marcados con Tc99m presentan tres caracteriacutesticas fiacutesicas superiores al Tl201 en los estudios de perfusioacuten miocaacuterdica

bullpor un lado tienen menor tiempo de semidesintegracioacuten lo que permite el empleo de mayor dosis

bull por otro su energiacutea fotoacutenica (alrededor de 140 Kev) es significativamente maacutes elevada que la del Tl201 (68-84 KeV) lo proporciona un flujo de fotones con menor atenuacioacuten y hace que la calidad de imagen sea superior

bullademaacutes las imaacutegenes con 99mTc presentan un alto flujo de fotones lo que permite realizar una adquisicioacuten de primer pasaje durante la inyeccioacuten del trazador ofreciendo imaacutegenes de perfusioacuten y datos de funcioacuten ventricular A diferencia del Tl201 el Tc99m no presenta una redistribucioacuten significativa lo que en principio pudiera ser un inconveniente para el estudio de la viabilidad

31

5_ MEacuteTODOS DE CORRECCIOacuteN DE LAS IMAacuteGENES 51 Meacutetodos de Correccioacuten de los fotones dispersos Para formar las proyecciones solo son uacutetiles los fotones que potencialmente pueden seguir trayectorias maacutes o menos rectas desde el oacutergano en estudio pasando a traveacutes de los orificios del colimador hasta llegar al cristal del detector Sin embargo una fraccioacuten considerable de estos fotones se pierde dentro del tejido interpuesto en sus trayectorias debido a que la Absorcioacuten Fotoeleacutectrica y el Efecto Compton producen una atenuacioacuten de la intensidad de la radiacioacuten original Cuando ocurre Efecto Compton los fotones dispersados por el tejido llegan al cristal desde la posicioacuten en la que sufren la dispersioacuten y no desde el punto en que fueron emitidos dentro del oacutergano

Entonces si para formar una proyeccioacuten la caacutemara gamma utilizara todos los fotones que llegan al cristal eacutesta contendriacutea informacioacuten erroacutenea sobre las coordenadas de posicioacuten para una fraccioacuten no despreciable de todos los fotones registrados Para solucionar eacuteste problema la colimacioacuten es requerida en todos los estudios de SPECT para restringir la llegada al cristal de los fotones que no se originan en trayectorias maacutes o menos paralelas a los agujeros del colimador desde el oacutergano en estudio Eacutesta colimacioacuten no es suficiente ya que en general los fotones con aacutengulos de dispersioacuten pequentildeos logran pasar por los agujeros del colimador lo cual produce efectos de borrosidad en la imagen reconstruida dicha borrosidad depende directamente de la distancia fuente_ detector Como meacutetodo complementario a la colimacioacuten se utiliza un analizador de altura de pulsos con una ventana energeacutetica predefinida que acepta tan solo aquellos fotones cuya energiacutea se encuentra dentro de eacutesta ventana la cual reduce significativamente los fotones dispersos No obstante eacutesta solucioacuten no es suficiente debido a la baja resolucioacuten energeacutetica que tiene los detectores de centelleo de NaI(Tl) (entre el 9 y el 10 para la energiacutea del Tc99m) lo que provoca que los fotones que sufren Efecto Compton a pequentildeos aacutengulos y logran llegar al cristal sean detectados como si fueran primarios puesto que su energiacutea queda dentro del rango definido en la ventana energeacutetica predeterminada La dispersioacuten produce ruido estructurado de baja frecuencia que se transfiere a la imagen como una disminucioacuten del contraste tomograacutefico de forma global pero no uniforme

32

Aunque en la actualidad se considera que no existe un meacutetodo de correccioacuten totalmente satisfactorio de la radiacioacuten dispersa un gran nuacutemero de algoritmos de correccioacuten del scatter son empleados en los sistemas de SPECT con detectores de NaI(Tl) Generalmente los meacutetodos maacutes usados para la correccioacuten del scatter utilizan ventanas de energiacutea Estos meacutetodos que consisten en estimar los fotones dispersos en proyecciones adquiridas por emisioacuten por medio de los espectros de energiacutea pueden ser empleados antes durante o luego del proceso de reconstruccioacuten Estiman la cantidad de scatter en un piacutexel para una dada ventana de energiacutea teniendo en cuenta que los rayos gamma detectados estaacuten compuestos por rayos gamma primarios y secundarios o dispersos lo cual se puede expresar como

I (i)= U(i)+S(i) Donde I(i) es el Nordm de cuentas detectadas en el piacutexel (i) U(i) es el Nordm de cuentas no dispersadas en el piacutexel (i) S(i) es el Nordm de cuentas dispersadas en el piacutexel (i) Pueden ser divididos en varios grupos ellos son

a) Meacutetodo que estima la fraccioacuten de fotones dispersos en el fotopico

Presupone que la mayor contribucioacuten de fotones dispersados ocurre en una ventana 10 menor al fotopico De eacutesta manera se encuentra una relacioacuten entre el cociente del Nordm de cuentas dentro de cada subventana mediante el uso de regresioacuten lineal

R (i) =I1 (i)I2 (i) y la fraccioacuten dispersada dentro de la ventana del fotopico es

SF (i) =S (i)U (i) Entonces el modelo queda definido como

SF(i)=AR(i)B +C Donde A B y C son constantes que se estiman empleando el anaacutelisis de regresioacuten no lineal La imagen libre de fotones dispersados se puede estimar como

U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))

b) Meacutetodo de las proporciones en dos ventanas de energiacutea en el fotopico

Asume que tanto el cociente del Nordm de fotones no dispersados en las dos ventanas simeacutetricas (k1) asiacute como el cociente del Nordm de fotones dispersados (k2) es constante es decir

K1= U1 (i)U2 (i) y K2 = S1 (i)S2 (i) Las imaacutegenes adquiridas en dos subventanas de energiacutea menor (I1) y mayor (I2) respectivamente son

I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33

Entonces la imagen libre de fotones dispersos es

U (i) = U1 (i)+ U2 (i)=((1+ k1) (1+ k2)) (k2 I2 (i) - I2 (i)) Donde k1 y k2 son calibrados con actos experimentales

c) Meacutetodo de dos ventanas de energiacutea En eacuteste meacutetodo una segunda ventana de energiacutea situada por debajo del fotopico es usada para registrar una proyeccioacuten que consista solo en fotones dispersos Eacutesta proyeccioacuten es multiplicada por un factor k que representa la fraccioacuten de fotones dispersos en la ventana y luego es sustraiacuteda de la ventana primaria para producir la correccioacuten del scatter El valor de k variacutea dependiendo del radiofaacutermaco de la regioacuten del cuerpo de la energiacutea y de otros factores El uso de una fraccioacuten de scatter constante en la ventana para todos los piacutexeles asume una relacioacuten lineal entre el Nordm de cuentas en la ventana de fotones dispersados y el Nordm de fotones dispersados en la ventan primaria Una vez que los datos fueron adquiridos y las imaacutegenes transversas reconstruidas la correccioacuten del scatter es aplicada como

U (i)=U1(x y) ndash k U2(i)(x y)

d) Meacutetodo de dos ventanas de energiacutea en el fotopico Parte del hecho de que entre el 75 y el 80 de los fotones dispersados que se detectan en una ventana energeacutetica simeacutetrica estaraacuten localizados en su mitad inferior La ventana 20 del fotopico se subdivide en dos subventanas adyacentes I1 e I2 La foacutermula que estima la imagen libre de fotones es

U (i) = (I1 (i) + I2 (i)) ndash (I1 (i) - I2 (i))

e) Meacutetodo de tres ventanas de energiacutea En eacuteste meacutetodo el scatter en un piacutexel (i) es estimado como el aacuterea debajo de un trapezoide formado por las alturas de las cuentas en cada una de las ventanas y con base igual a la base del fotopico La foacutermula que determina de proporcioacuten de scatter es

SF (i)= ((n1+ n2)2)pw Donde n1 es el nuacutemero de cuentes en la ventana 1 n2 es el nuacutemero de cuentes en la ventana 2 p es el ancho del fotopico y w es el ancho de cualquiera de las dos ventanas (ambas simeacutetricas)

34

Espectro de energiacutea del Ga67 con TWE para la estimacioacuten del scatter para fotones de 185 Kev

Ventanas de Energiacutea usadas para Corregir los Fotones Dispersos

f) Meacutetodo de Compensacioacuten de la Dispersioacuten para adquisiciones de doble isoacutetopo

Este meacutetodo es utilizado tanto para estudios de doble isoacutetopo como cuando se utilizan fuentes externas de radiacioacuten para la correccioacuten de atenuacioacuten En ambos casos se observa que en las ventanas energeacuteticas predeterminadas para cada radioisoacutetopo se encuentra una proporcioacuten no despreciable de fotones correspondientes al otro elemento

35

Un ejemplo de este meacutetodo de correccioacuten es el utilizado para la teacutecnica de doble isoacutetopo Tc99m _MIBI+ Tl201 en el cual

I El Nordm total de cuentas detectadas de fotones en la ventana de energiacutea del Tl201 (64-86Kev) llamadas V (Tl201) es la suma de

iDel Ndeg de cuentas de fotones de Tl201 llamadas (Tl201)

iiLa multiplicacioacuten del nordm de cuentas dispersadas de Tc99m y el nordm cuentas de los fotones de Pb_Rx que se producen por la excitacioacuten de fotones del Tc99m Luego se asume que la contaminacioacuten causada por (2) en la ventana del Tl201 es proporcional al nordm de cuentas de fotones de Tc99m multiplicado por un factor de correccioacuten (F Tl

201) entonces la ecuacioacuten queda descripta como

V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)

II De manera ideacutentica el nordm total de cuentas de fotones medidas en la ventana energeacutetica

del Tc99m llamada V (Tc99m) (112-168 Kev) es la suma de

i El Ndeg de cuentas de fotones del Tc99m ii La multiplicacioacuten del nordm de cuentas registradas de fotones de Tl201 dispersos entre

112 y 168 Kev y el nordm de cuentas registradas de fotones de Tl201 no dispersos de entre 112 y 168 Kev Asumiendo que la contaminacioacuten causada por (2) en la ventana del Tc99m es proporcional al nordm de cuentas de fotones de Tl201 multiplicado por un factor de correccioacuten (F Tc

99m) entonces la ecuacioacuten queda descripta como

V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36

Por medio de estas formulas podemos obtener una ecuacioacuten para la correccioacuten de los fotones dispersos para las ventanas de ambos isoacutetopos siendo estas

C (Tl201) = V (Tl201) ndash (F Tl201 V (Tc99m)) 1- (F Tl

201 F Tc99m)

Para la correccioacuten de fotones de Tc99m en la ventana del Tl201 y

C (Tc99m) = V (Tc99m) ndash (F Tc99m V (Tc99m)) 1- (F Tl

201 F Tc99m)

Para la correccioacuten de fotones de Tl201 en la ventana del Tc99m Los factores de correccioacuten son determinados en un estudio por separado para cada uno de los isoacutetopos El factor de correccioacuten del Tl201 se calcula mediante la deteccioacuten de la radiacioacuten solo de la fuente de Tc99m y midiendo tanto en la ventana del Tl201 como en la del Tc99m para luego estimarlo como la relacioacuten

F Tl201 = Nordm de cuentas en la ventana del Tl201 nordm de cuentas en la ventana del Tc99m

De la misma forma el factor de correccioacuten del Tc99m se obtiene midiendo el Ndeg de cuentas en la ventan del Tl201 y el Ndeg de cuentas en la ventana del Tc99m usando la fuente de Tl201 pero a diferencia del caacutelculo anterior es factor se obtiene mediante el graacutefico de las cuentas en la ventana del Tc99m (en el eje ldquoy ldquo) vs el Ndeg de cuentas en la ventana del Tl201 ( en el eje ldquo x ldquo) Siendo el valor del factor el lugar donde la recta corta al eje ldquoxrdquo 52 Meacutetodos de Correccioacuten de Atenuacioacuten Los meacutetodos mas precisos de CA para la Tomografiacutea Computada por Emisioacuten (ECT) requieren la delineacioacuten exacta del contorno del cuerpo y necesitan el conocimiento de la estructura anatoacutemica interna Dos clases de meacutetodos se han utilizado para calcular el mapa de atenuacioacuten (MA) teacutecnicas que no usan imaacutegenes obtenidas por transmisioacuten y las teacutecnicas de correccioacuten de atenuacioacuten basadas en la imagen de transmisioacuten Mientras que la primera clase de meacutetodos es apropiada para estudios de cerebro o abdomen la segunda clase de meacutetodos son maacutes adecuados en aplicaciones cliacutenicas donde la distribucioacuten de los coeficientes de atenuacioacuten no se sabe previa al estudio para las aacutereas de atenuacioacuten inhomogeneas tal como el pecho La CA vence este problema y utiliza diferentes enfoques para determinar este MA La combinacioacuten de datos adquiridos por diferentes meacutetodos sufre de los problemas usuales de trabajar con imaacutegenes multimodales la coregistracioacuten exacta de los coeficientes de atenuacioacuten para las diferentes modalidades Una simplificacioacuten dramaacutetica se podriacutea hacer si el MA se pudiera obtener directamente de las proyecciones de emisioacuten sin el uso de una imagen de transmisioacuten Los meacutetodos confiables de CA para la ECT requieren la determinacioacuten de un MA que representa la distribucioacuten espacial de los coeficientes de atenuacioacuten lineales para la regioacuten del cuerpo de los pacientes que se incluye en el estudio (la proyeccioacuten de imagen del radiofaacutermaco) Despueacutes de que se genere el MA puede entonces ser incorporado en el algoritmo de reconstruccioacuten de la distribucioacuten del radiofaacutermaco para corregir los datos de la emisioacuten de los errores contribuidos por la atenuacioacuten del fotoacuten (radiacioacuten dispersa o atenuacioacuten) El proceso de correccioacuten de atenuacioacuten puede ser

37

i aplicado antes de la reconstruccioacuten realizando el promedio geomeacutetrico de las proyecciones opuestas

ii despueacutes de la reconstruccioacuten por medio del algoritmo de Chang o

iii integrado dentro de la matriz de transicioacuten de un algoritmo iterativo de reconstruccioacuten

El MA contiene la informacioacuten sobre la distribucioacuten de los coeficientes de atenuacioacuten lineales y delinea exactamente los contornos de estructuras en el cuerpo El algoritmo iterativo de reconstruccioacuten utiliza esta informacioacuten para calcular la atenuacioacuten de cada regioacuten para cada pixel a lo largo del rayo entre los puntos de la emisioacuten y de la deteccioacuten antes de que los valores que resultan se sumen para estimar por retroproyeccioacuten los valores de cada pixel El acercamiento maacutes utilizado para poner los modelos de atenuacioacuten y de dispersioacuten en ejecucioacuten dentro de un algoritmo iterativo de reconstruccioacuten incorpora estos efectos en la proyeccioacuten original y en los pasos de la retroproyeccioacuten La eficacia de coacutemputo puede ser mejorada incluyendo la dispersioacuten en el paso de la proyeccioacuten En este caso la matriz de transicioacuten es considerablemente maacutes grande que lo necesario si incluyera solamente a la atenuacioacuten y los factores geomeacutetricos el coacutemputo es por lo tanto lento porque la dispersioacuten esencialmente se recalcula y se agrega en cada iteracioacuten El proceso de comparacioacuten se utiliza para generar un teacutermino de la correccioacuten que se utilice para actualizar la estimacioacuten de las concentraciones del radiofaacutermacos en la imagen Este procedimiento iterativo mejora la exactitud de las imaacutegenes estimadas modelando la atenuacioacuten del fotoacuten que estaacute presente en los datos medidos de la proyeccioacuten Si un MA de un paciente especifico registrado estaacute disponible la CA no uniforme se puede poner en ejecucioacuten faacutecilmente en el proceso de reconstruccioacuten de la imagen Los meacutetodos para generar el MA se pueden describir generalmente dentro de 2 clases principales La primera clase incluye los meacutetodos que no utilizan meacutetodos de correccioacuten basados en imaacutegenes de transmisioacuten en el caacutelculo de la distribucioacuten uniforme de los coeficientes de atenuacioacuten La segunda clase incluye los meacutetodos de correccioacuten basados en la adquisicioacuten de la transmisioacuten incluyendo una fuente externa de un radiofaacutermaco un CT o imaacutegenes de resonancia magneacutetica (MRI) divididas en segmentos Estos meacutetodos variacutean en complejidad exactitud y tiempo de coacutemputo requerido Hasta la fecha las teacutecnicas maacutes exactas de CA se basan en los datos medidos de la transmisioacuten adquiridos antes (preinyeccioacuten) durante (simultaacuteneo) o despueacutes (postinjeccioacuten) de la adquisicioacuten de la imagen de emisioacuten

38

Diferencia entre imaacutegenes con CA y sin CA 521 Meacutetodos de Correccioacuten para la Atenuacioacuten Uniforme Los algoritmos en esta clase de meacutetodos asumen un contorno del cuerpo conocido en el cual la distribucioacuten de los coeficientes de atenuacioacuten se asigna (uniforme) para obtener el MA directamente de los datos de emisioacuten medidos Estos meacutetodos de caacutelculo en los cuales se asume que la atenuacioacuten es uniforme son uacutetiles en la imagen de cerebro y las aacutereas abdominales donde el componente de los tejidos blandos es dominante en comparacioacuten con regiones tales como el toacuterax que es maacutes heterogeacuteneo y donde estos meacutetodos no son tan uacutetiles En estas regiones si el contorno del cuerpo se puede determinar de los datos de la emisioacuten se puede asignar un valor uniforme del coeficiente de atenuacioacuten correspondiente al del agua o del tejido blando a la regioacuten delimitada para generar el MA correspondiente El contorno del cuerpo se puede determinar manualmente o con meacutetodos automaacuteticos de deteccioacuten de bordes

bull Delineacioacuten Manual del Contorno El meacutetodo manual maacutes simple consiste en aproximar el contorno del paciente por una elipse dibujada alrededor de los bordes sobre el corte transversal del objeto Un valor de atenuacioacuten uniforme entonces se asigna dentro del contorno para generar el MA

39

Cara Lateral Cara Antero Posterior Corte Transversal Con el desarrollo de la tecnologiacutea en los antildeos proacuteximos surgieron nuevos programas que posibilitaron la delineacioacuten de contornos irregulares y desplazaron a la elipse Estos programas permiten marcar el contorno del cuerpo en dos planos lateral y antero posterior Cara Lateral Cara Antero Posterior Corte Transversal De manera que una vez reconstruida la imagen la CA mejora en comparacioacuten con la teacutecnica anteriormente mencionada ya que el cuerpo deja de tener una forma ciliacutendrica para tener la forma real y de esta manera la atenuacioacuten no es subvalorada Ambos meacutetodos tienen dos propiedades que resultan atractivas rapidez y facilidad de uso pero a la vez no son teacutecnicas que corrijan de manera exacta sino que subestiman la atenuacioacuten debido a que el cuerpo no tiene una forma ciliacutendrica en toda su extensioacuten sino que variacutea en los distintos cortes y que no esta compuesto de un solo tipo de tejido Debido a estos factores estos meacutetodos son solo utilizables en cerebro y abdomen ya que poseen una distribucioacuten maacutes o menos uniforme de la atenuacioacuten por estar compuestos principalmente por tejidos blandos de similares coeficientes de atenuacioacuten

bull Meacutetodos Automaacuteticos de Deteccioacuten de Borde Una variacioacuten de CA por delineacioacuten manual del contorno es una teacutecnica automaacutetica que encuentra el borde del objeto en el espacio de la proyeccioacuten usando un algoritmo detector de bordes Esto permite que el MA forme cualquier forma convexa con la ventaja que la deteccioacuten del borde reduce la tarea del operador Ademaacutes las regiones del pulmoacuten se pueden delinear a veces de los datos de la emisioacuten en este caso un mapa maacutes exacto de la atenuacioacuten

micro = micro1

40

puede ser definido Los algoritmos propuestos para estimar el contorno del paciente incluyen los que definen el contorno en base a

i La adquisicioacuten de datos adicionales en la ventana de dispersioacuten

ii Directamente de los datos obtenidos en la ventana del fotopico o

iii Por la segmentacioacuten de las regiones del cuerpo y del pulmoacuten por una fuente externa de Tc99m o usando las imaacutegenes de la emisioacuten de la ventana de dispersioacuten y del fotopico El algoritmo maacutes usado es el Laplaciano estaacute definido por

Laplaciano= δ2 δx2 + δ 2 δy2

Donde δ2 δx2 representa la segunda derivada parcial de la funcioacuten con respecto a la coordenada ldquoxrdquo y de ideacutentica manera para la coordenada espacial ldquoyrdquo El valor miacutenimo de Laplace representa aacutereas de cambio entre Ndeg elevados de cuentas con los de Ndeg bajo de cuentas El teacutecnico puede especificar el punto del comienzo del algoritmo el cual busca en todas las direcciones posibles y construye una liacutenea (borde) donde el valor de Laplace es miacutenimo Otros meacutetodos utilizan un sistema de imaacutegenes estaacutendares del contorno para definir la forma del MA asignando coeficientes de atenuacioacuten conocidos a las regiones de tejido blando y de pulmoacuten entonces forma el MA Como es generalmente difiacutecil definir el contorno del paciente de datos de la emisioacuten solamente sin el uso de los datos de la transmisioacuten estas teacutecnicas han tenido un uso cliacutenico limitado

bull Meacutetodo de Chang Uno de los meacutetodos maacutes populares de CA es el meacutetodo de Chang En este meacutetodo primero hacemos una matriz C(xy) de correccioacuten calculando un mapa y corregimos la distorsioacuten con esta matriz en cada paso de la reconstruccioacuten iterativa Esta matriz de correccioacuten consiste en un factor de correccioacuten en cada posicioacuten del pixel y este valor es la inversa del promedio de la posibilidad de que los fotones originados en el pixel de intereacutes se transmitan a traveacutes del atenuador La correccioacuten se hace de manera iterativa En cada paso de la correccioacuten reconstruimos una imagen del error (que es la diferencia entre los datos medidos de la proyeccioacuten y los datos calculados de la proyeccioacuten en vista del efecto de atenuacioacuten descrito por el mapa) y entonces se multiplican la imagen del error por la matriz de correccioacuten y se agregan a la ultima imagen compensada Sin embargo este meacutetodo tiene la desventaja de que cuando la estadiacutestica de cuentas en los datos de la proyeccioacuten es inadecuada el proceso de la iteracioacuten realza fuertemente el ruido estadiacutestico Por lo tanto tenemos que parar el proceso de correccioacuten con solo algunas iteraciones aunque la correccioacuten de atenuacioacuten no sea la ideal

41

Caacutelculo del factor de Correccioacuten para un piacutexel

Matriz de correccioacuten calculada de los datos obtenidos de la proyeccioacuten de un fantoma con una supuesta distribucioacuten uniforme de actividad Luego se multiplica por de

imagen distorsionada y la compensacioacuten se realiza de manera iterativa

Estaacute generalmente bien aceptado que la CA no uniforme basada en transmisioacuten puede proveer mapas maacutes exactos de atenuacioacuten que estas teacutecnicas Sin embargo no estaacute enteramente claro si los mapas no uniformes de la atenuacioacuten proporcionan ventajas especiacuteficas en la praacutectica cliacutenica rutinaria de los estudios tomograacuteficos de cerebro

42

522 Meacutetodos para la correccioacuten de atenuacioacuten no uniforme

bull 5221 Meacutetodos de Transmisioacuten

Los meacutetodos anteriormente nombrados no son los maacutes adecuados en el uso cliacutenico en los cuales la distribucioacuten del coeficiente de atenuacioacuten no se sabe con anterioridad al examen y para las aacutereas de atenuacioacuten no homogeacuteneas tales como el pecho deben emplearse meacutetodos maacutes adecuados para generar el MA Esto incluye la adquisicioacuten de imaacutegenes de transmisioacuten la divisioacuten de las imaacutegenes de MRI en segmentos o las adquisiciones de CT apropiadamente escaladas obtenidas independientemente de cada una de las imaacutegenes de emisioacuten o simultaacuteneamente en los sistemas de la proyeccioacuten de imagen multimodales

Equipo que utiliza fuentes externas de transmisioacuten En el ambiente cliacutenico las teacutecnicas maacutes usadas para CA utilizan los datos de la transmisioacuten adquiridos antes (preinyeccioacuten) durante (simultaacuteneo) o despueacutes (postinyeccioacuten) de la adquisicioacuten de la emisioacuten La adquisicioacuten secuencial de la emisioacuten y la transmisioacuten es teacutecnicamente maacutes faacutecil de realizar que la adquisicioacuten simultaacutenea pero aumenta el tiempo de la proyeccioacuten de cada imagen y sufre de los problemas del registro de la imagen causados por el movimiento del paciente La adquisicioacuten simultaacutenea no requiere ninguacuten tiempo adicional para las medidas de la emisioacuten y de la transmisioacuten que es importante para los estudios cliacutenicos rutinarios Sin embargo los errores pueden ser introducidos debido a la interferencia entre los datos de la transmisioacuten y de la emisioacuten Se ha demostrado que los coeficientes de atenuacioacuten y las concentraciones de actividad no son perceptiblemente diferentes cuando estaacuten estimados con la proyeccioacuten de imaacutegenes de transmisioacuten y emisioacuten de forma secuencial y simultanea

43

La exactitud de los mapas de transmisioacuten y de emisioacuten producidos usando diversas combinaciones de fuentes de transmisioacuten y emisioacuten ha sido el tema de discusioacuten por antildeos Ademaacutes varios acercamientos han sido propuestos para eliminar la contaminacioacuten de los datos de la emisioacuten por los fotones de la transmisioacuten y para reducir los datos de la emisioacuten en la ventana de energiacutea de la transmisioacuten Varias geometriacuteas de adquisicioacuten de la imagen de transmisioacuten han emergido para la puesta en praacutectica cliacutenica en SPECT Tradicionalmente los sistemas de SPECT utilizaron las fuentes de la transmisioacuten Tc99m o Tl201 para producir los mapas de atenuacioacuten de emisioacuten para estos radiofaacutermacos Recientemente los datos de la transmisioacuten que son adquiridos con fuentes externas de Ce139 Co57 Am241 Gd153 o Ba133 o con un tubo de Rx que rota en la misma oacuterbita que el detector han sido utilizadas para calcular MA Los primeros disentildeos de los sistemas de la transmisioacuten para las caacutemaras de SPECT usaban fuentes no colimadas La ventaja principal de esta configuracioacuten es que los fotones son irradiados desde la fuente hacia el cabezal opuesto al detector y por lo tanto no requiere ninguacuten movimiento de la fuente con excepcioacuten del caso en que el movimiento no es proporcional a la rotacioacuten del detector Estas geometriacuteas tambieacuten tienen desventajas asociadas a que una gran parte de los fotones dispersos son registrados en los datos de la transmisioacuten debido a las condiciones de la adquisicioacuten de la imagen Consecuentemente el MA estima un coeficiente de atenuacioacuten lineal eficaz mayor que el valor que seriacutea calculado con una geometriacutea distinta Las configuraciones maacutes usadas de la fuente y del detector de la caacutemara gamma para obtener la imagen de transmisioacuten se muestran en los graacuteficos siguientes

La figura muestra diferentes configuraciones de las fuentes externas usadas en SPECT (A) Fuente laminar (B) Fuente lineal no fija (C) Fuente lineal fija y

colimador convergente (D) Fuente puntual y colimador asimeacutetrico (E) Fuente lineal muacuteltiple en la cual la actividad de las fuentes depende la atenuacioacuten

del cuerpo (F) Fuente puntual opuesto a un colimador de agujeros paralelos

44

La configuracioacuten que se muestra en (A) es la de una fuente laminar de transmisioacuten opuesta a un colimador de agujeros paralelos en el cabezal de la caacutemara gamma Esta configuracioacuten fue investigada por muchos antildeos para el uso con los sistemas SPECT tiene la ventaja de irradiar por completo el cabezal opuesto y de no necesitar otro movimiento que el del cabezal sobre el que se encuentra ubicado Su principal desventaja es incoacutemoda para trabajar En (B) se muestra una fuente lineal no fija la cual aunque es maacutes coacutemoda para trabajar que la anterior tiene la desventaja de necesitar moverse durante la adquisicioacuten En (C) podemos ver una fuente lineal fija con colimador convergente estas configuraciones tienen la ventaja de extraer de la imagen gran cantidad de los fotones dispersos que provienen del paciente pero no son los maacutes adecuados para trabajar debido a que no irradian de manera completa el cabezal opuesto La configuracioacuten que se muestra en (D) representa un colimador asimeacutetrico con una fuente de transmisioacuten lineal en su distancia focal Esta configuracioacuten tiene como ventajas

1) los coeficientes de atenuacioacuten mejoran ya que el colimador actuacutea como rejilla anti-scatter

2) los colimadores convergentes proporcionan una combinacioacuten espacial que mejoran la sensibilidad de la resolucioacuten para las estructuras pequentildeas tales como el corazoacuten La configuracioacuten que se muestra en (E) es la de la fuente lineal muacuteltiple Con esta configuracioacuten el flujo de la transmisioacuten viene de una serie de fuentes alineadas en forma paralela de la liacutenea al eje de la rotacioacuten de la caacutemara gamma El espacio y la actividad de las fuentes lineales se adaptan para proporcionar un mayor flujo cerca del centro del FOV donde estaacute mayor la atenuacioacuten del paciente Cuando las fuentes lineales decaen dos nuevas fuentes de lineales se insertan en el centro del arsenal El resto de las liacuteneas se mueve hacia fuera una posicioacuten y el par maacutes decaiacutedo es quitado El perfil de la transmisioacuten resulta de la irradiacioacuten de las liacuteneas individuales que variacutea con la distancia de la fuente del detector La fuente lineal muacuteltiple proporciona la irradiacioacuten completa a traveacutes del FOV del colimador de agujeros paralelos empleado para la proyeccioacuten de la imagen de emisioacuten El soporte blindado y el enfoque de las fuentes lineales muacuteltiples no es tan incoacutemodo como es para la fuente laminar pero es maacutes incomodo que para una sola liacutenea o fuente puntual Una ventaja importante de la configuracioacuten es que no se requiere ninguacuten movimiento de las fuentes durante el estudio Una desventaja importante de este sistema es la cantidad de interferencia entre los fotones de emisioacuten y los de transmisioacuten

Fuentes externas lineales

45

bull Meacutetodo de Correccioacuten por Segmentacioacuten (SAC) El ruido de la imagen de transmisioacuten se propaga con el proceso de reconstruccioacuten afectando la calidad de las imaacutegenes reconstruidas Para reducir al miacutenimo este efecto las adquisiciones de la transmisioacuten se adquieren normalmente con un largo tiempo para asegurar buena estadiacutestica a expensas del rendimiento del procesamiento y del paciente especialmente en el caso de la adquisicioacuten de cuerpo entero con los sistemas tomograacuteficos de baja sensibilidad Alternativamente la segmentacioacuten de la imagen se puede aplicar para delinear diversas regiones anatoacutemicas (pulmoacuten y tejido blando) en el MA Los coeficientes de atenuacioacuten conocidos de estos tejidos blandos se pueden aplicar a las regiones divididas en segmentos para reducir al miacutenimo el ruido en el MA que resulta Durante la deacutecada pasada las teacutecnicas que usan la segmentacioacuten de la imagen de transmisioacuten y la clasificacioacuten del tejido blando se han propuesto para reducir al miacutenimo el tiempo de la adquisicioacuten (3 minutos) y para aumentar la exactitud del proceso de CA mientras que preservan o auacuten reducen el nivel de ruido Los piacutexeles reconstruidos de la imagen de transmisioacuten se dividen en segmentos y se les asigna un coeficiente de atenuacioacuten uniforme Las imaacutegenes de transmisioacuten corregidas son entonces proyectadas y generan los nuevos sinogramas de transmisioacuten que se utilizaraacuten para la CA de los datos correspondientes a la emisioacuten Esto reduce el ruido en los mapas de la correccioacuten mientras que todaviacutea corrige para las aacutereas especiacuteficas de atenuacioacuten de diferentes tejidos tales como los pulmones el tejido fino suave y el hueso El algoritmo de la SAC permite tres meacutetodos de segmentacioacuten 1_ el cuerpo entero del paciente se considera como agua 2_ el cuerpo se considera constituido por dos tejidos agua y pulmoacuten 3_ el cuerpo se consideroacute constituido por tres tejidos agua pulmoacuten y la columna dorsal Luego un valor de atenuacioacuten para cada segmento es determinado por la transformada lineal de los coeficientes de atenuacioacuten para los fotones de radiacioacuten gamma creando un MA por TCT que utiliza un valor fijo de coeficiente de atenuacioacuten para el pulmoacuten (micro= 0028cm) uno para el agua (micro= 0095cm) y otro para la columna dorsal (micro=0107cm) Recientemente los estudios de Medicina Nuclear han mostrado que el meacutetodo de correccioacuten (SAC) es uacutetil al reducir el tiempo de adquisicioacuten para TCT sin que el ruido en la imagen se incremente Asiacute la reduccioacuten del tiempo de adquisicioacuten que se logroacute utilizando la SAC reduce la dosis en el paciente Asimismo la uniformidad de las imaacutegenes de TCT que utilizan SAC es relativamente independiente del tiempo de la adquisicioacuten de datos Resultados semejantes informaron que dependiendo del nuacutemero de segmentos el valor del coeficiente de atenuacioacuten variacutea de tal forma que el meacutetodo con un segmento y el meacutetodo con dos segmentos eran insuficientes para la CA en el estudio de perfusioacuten miocaacuterdica humana y que en cambio el meacutetodo de segmentacioacuten en tres partes es efectiva para la correccioacuten de atenuacioacuten requiriendo menos Nordm de cuentas (cerca de 15 del valor de la TCT sin SAC) y por tanto menos dosis en el paciente

46

La imagen superior muestra las atenuacioacuten de las imaacutegenes de un fantoma ciliacutendrico en la serie

pueden observarse las imaacutegenes de ECT de un fantoma uniforme en la serie inferior se observa las imaacutegenes de ECT de un fantoma caliente Las imaacutegenes fueron adquiridas en tiempos de 3 y 30 minutos se muestran corregidas y no corregidas por SAC El esquema del fantoma caliente se

muestra en el borde inferior derecho

Mapa de atenuacioacuten de cada segmento de un fantoma cardiacuteaco ( en la serie superior) Imaacutegenes de SPECT reconstruidas usando cada mapa ( en la serie media) y mapas polares ( en la serie inferior) En SAC-1 se le asigno un coeficiente de atenuacioacuten uniforme al cuerpo entero correspondiente al agua en SAC-2 se asigno un coeficiente de atenuacioacuten para el tejido blando ( coeficiente del agua) y otro para los pulmones en SAC-3 se asignaron coeficientes para el tejido blando ( coeficiente del agua) para los pulmones y para la columna Non-SAC muestra las imaacutegenes sin SAC Sobre el borde izquierdo se muestra el esquema del fantoma cardiaco para los distintos cortes

47

En la foto la primera serie de imaacutegenes muestra los mapas de atenuacioacuten imaacutegenes de TCT) las imagines del medio muestran las imagines obtenidas por SPECT ( imaacutegenes de ECT ) y la serie

inferior muestra los mapas polares de un paciente Las imaacutegenes fueron obtenidas con tiempos de 3 y 30 minutos Se muestran imaacutegenes que fueron corregidas por SAC e imaacutegenes que no han sido

corregidas

La figura muestra el algoritmo de SAC en un estudio de toacuterax de un paciente (A) Imagen reconstruida con baja cantidad de cuentas por medio de TCT (B) Imagen correspondiente a la segmentacioacuten de la imagen en tres sectores correspondientes al aire pulmones y tejido blando (C) Mapa de atenuacioacuten obtenido al asignar los coeficientes de atenuacioacuten conocidos a los segmentos

bull Meacutetodos que incluyen CA por Rx Los MA de la transmisioacuten de Rx generados para CA de la imagen emisioacuten se han obtenido tradicionalmente usando una fuente externa de radioisoacutetopo Este proceso es ideacutentico conceptualmente al proceso de generar una imagen de CT con un tubo de Rx que transmita la radiacioacuten a traveacutes del cuerpo con la intensidad transmitida registrada por un detector Entonces los datos de la transmisioacuten se pueden reconstruir usando un algoritmo tomograacutefico que intriacutensecamente calcule el coeficiente de atenuacioacuten en cada punto del corte reconstruido En uso cliacutenico la imagen de CT se representa en los teacuterminos de los nuacutemeros de CT o de las unidades normalizadas de Hounsfield nombrados asiacute por Godfrey Hounsfield uno de los primeros pioneros de CT Sin embargo la imagen de CT contiene los valores del piacutexel que se relacionan con el coeficiente de atenuacioacuten lineal (micro) en ese punto en el paciente calculados para la energiacutea de los fotones de Rx usados para generar la imagen de CT Por lo tanto no es

48

sorprendente que la CT puede generar un MA del paciente para corregir la atenuacioacuten en SPECT o PET En un ajuste cliacutenico esto puede ser realizado adquiriendo la imagen del paciente en el equipo de CT y despueacutes moviendo al paciente a un equipo de PET o de SPECT para la adquisicioacuten de los datos del radiofaacutermaco Un gran desafiacuteo ocurre porque los datos de la radiografiacutea y del radiofaacutermaco se deben colocar en el mismo lugar del espacio con el MA derivado de la CT para la reconstruccioacuten El registro de la imagen puede ser realizado adquiriendo la imagen de CT y las imaacutegenes del radiofaacutermaco del paciente con marcadores que se pueden identificar para alinear las imaacutegenes usando el software off-line del registro de la imagen Estas teacutecnicas del registro de la imagen han sido relativamente acertadas para la proyeccioacuten de la imagen de la cabeza y en menor grado para de la imagen de la pelvis Sin embargo el registro off-line de la imagen es maacutes difiacutecil de realizar en el toacuterax el abdomen la cabeza y el cuello donde el cuerpo puede cambiar de posicioacuten hacieacutendose dificultoso mantener una configuracioacuten anatoacutemica constante cuando los datos de CT y del radiofaacutermaco se adquieren durante sesiones separadas de la proyeccioacuten de imagen sobre diversos equipos Recientemente se han desarrollado los sistemas de la proyeccioacuten de imagen de modalidad dual que incorporan la adquisicioacuten de la imagen del radiofaacutermaco (PET o SPECT) con CT en un solo gantry Los sistemas de modalidad dual tienen una tabla integrada para el paciente que permite que la CT y las imaacutegenes del radiofaacutermaco se adquieran sin quitar al paciente del sistema Esto permite que las imaacutegenes tengan una misma geometriacutea del paciente y un nivel miacutenimo del movimiento del mismo de tal modo que se facilita la corregistracioacuten de la imagen de CT con la imagen del PET o de SPECT La capacidad de los sistemas de la adquisicioacuten de imaacutegenes de modalidad dual para facilitar la fusioacuten de la imagen se considera como un avance importante especialmente para la localizacioacuten anatoacutemica del radiofaacutermaco para la ubicacioacuten del tumor y para el planeamiento de tratamiento en estudios oncoloacutegicos Ademaacutes la imagen de CT obtenida con un sistema de modalidad dual se puede utilizar para generar un MA para la correccioacuten de datos de la atenuacioacuten del radiofaacutermaco Es por lo tanto necesario convertir los coeficientes de atenuacioacuten lineales obtenidos de la adquisicioacuten de CT a eacutesos que corresponden a la energiacutea de los fotones de la emisioacuten usados para el estudio de emisioacuten Los investigadores que desarrollaban sistemas de PETCT y de SPECTCT han desarrollado meacutetodos similares para calibrar la imagen de CT para la CA de los datos de emisioacuten Kinahan y colegas han puesto en ejecucioacuten una teacutecnica usando CT para la correccioacuten de la atenuacioacuten de los estudios de PET La base para su teacutecnica se fundamenta en la observacioacuten de que la dispersioacuten de Compton es la interaccioacuten dominante para fotones de energiacutea de 511 Kev de los radiofaacutermacos usados en PET Sin embargo el efecto fotoeleacutectrico y la dispersioacuten Compton contribuyen a la atenuacioacuten del fotoacuten en tejidos blandos para los fotones usados en CT de energiacutea aproximadamente 80 kev La dependencia del coeficiente de atenuacioacuten con la energiacutea es cuantificada calculando los factores de posicionamiento que se pueden utilizar para convertir el coeficiente de atenuacioacuten lineal en la energiacutea de la CT a la energiacutea de los fotones de la aniquilacioacuten (511 Kev) El Efecto Fotoeleacutectrico y la dispersioacuten Compton tienen diversas contribuciones en hueso y en tejido blando para las energiacuteas tiacutepicas usadas para adquirir la imagen de CT Correspondientemente diversos factores de posicionamiento se utilizan para las regiones de tejido blando en comparacioacuten con las regiones de tejido oacuteseo para convertir la imagen de CT a un MA para energiacuteas de 511 Kev El factor de posicionamiento representa el coeficiente lineal de la atenuacioacuten del agua (o del hueso) en 511 Kev divididos por el mismo en la energiacutea de CT Cada corte de CT es dividida en

49

segmentos para delinear las regiones que corresponden al tejido blando (incluyendo tejido pulmonar) y al hueso Los valores del piacutexel en cada regioacuten de la imagen de CT entonces son multiplicados por el factor de posicionamiento correspondiente para calcular coeficientes de atenuacioacuten en la energiacutea 511 Kev del equipo de PET El MA resultante se puede entonces incorporar en el algoritmo de la reconstruccioacuten para corregir los datos de emisioacuten Kinahan y colegas han demostrado que esta teacutecnica produce los valores exactos de distribucioacuten del radiofaacutermaco obtenidos con un equipo hiacutebrido de PETCT Un meacutetodo para calcular un MA para SPECT que usa datos de CT para determinar experimentalmente la energiacutea eficaz de un equipo particular de CT ha sido desarrollado por Nickoloff y colegas Se ha demostrado sin embargo que el meacutetodo es demasiado simplista si un agente de contraste de yodo se utiliza en la exploracioacuten de CT y se obtiene la imagen de SPECT inmediatamente despueacutes que la adquisicioacuten de CT En este caso las regiones yodadas y las regiones de hueso en la imagen deben ser separadas y ser escaladas diferentemente porque estas 2 regiones son caracterizadas por diversas pendientes que definen la relacioacuten lineal entre el coeficiente de atenuacioacuten lineal contra el nuacutemero de CT Por ejemplo resultados de un experimento de calibracioacuten en la energiacutea de 140 Kev para un equipo fueron presentados por Tang y colegas y muestran que las pendientes variacutean en un factor de 10 al convertir del nuacutemero de CT a los coeficientes de atenuacioacuten lineales para los rayos gamma de 364 Kev de I131 Su relacioacuten final es tambieacuten por sectores lineal con un cambio en la pendiente en el nuacutemero de CT que corresponde al agua (es decir donde el nuacutemero de Hounsfield iguala a cero) Por otra parte la pendiente para los valores maacutes altos del nuacutemero de CT es maacutes grande si la regioacuten contiene hueso que si contiene el tejido blando y medios yodados de contraste El desarrollo de los meacutetodos de calibracioacuten que convierten el estudio de CT a las unidades de los coeficientes de atenuacioacuten lineales en la energiacutea del fotoacuten del radiofaacutermaco permite que un solo estudio de CT sea utilizado para corregir una variedad de radiofaacutermacos Las teacutecnicas de CT se han utilizado para generar los mapas de la atenuacioacuten para la correccioacuten de la atenuacioacuten de las imaacutegenes del radiofaacutermaco adquiridas usando Tc99m I131 y F18 Ademaacutes CT se puede utilizar para generar un mapa para los radiofaacutermacos tales como In111 que emitan dos fotones que tienen distintas energiacuteas en un solo decaimiento Wong y colegas han desarrollado un meacutetodo en el cual la imagen de CT estaacute calibrada para el valor medio de las energiacuteas reales del fotoacuten del radiofaacutermaco Por lo tanto el MA y por lo tanto la reconstruccioacuten de la imagen del radiofaacutermaco con la correccioacuten de la atenuacioacuten se pueden realizar en los datos reunidos del radiofaacutermaco y no requerir de las reconstrucciones separadas para cada energiacutea del fotoacuten del radiofaacutermaco Hay por supuesto otras consideraciones que deben ser consideradas al usar CT para generar los MA para la correccioacuten de los datos del radiofaacutermaco Primero CT tiene fundamentalmente una resolucioacuten espacial maacutes alta y se reconstruye en una matriz maacutes grande que la imagen PET o SPECT Finalmente vale observar que CT ofrece ventajas praacutecticas sobre la proyeccioacuten de la imagen de transmisioacuten con una fuente del radiofaacutermaco para generar un MA Tambieacuten la cantidad de fotones que fluyen del tubo de la radiografiacutea es varios oacuterdenes mayor de la magnitud que puede ser obtenida de una fuente de transmisioacuten del radiofaacutermaco Esto permite que los datos de la transmisioacuten sean adquiridos maacutes raacutepidamente y con una calidad estadiacutestica maacutes alta que datos de la transmisioacuten de un estudio de la transmisioacuten del radiofaacutermaco En segundo lugar la gran cantidad de flujo de fotones del tubo de Rx tambieacuten permite que los datos de la transmisioacuten sean adquiridos despueacutes de que inyecten

50

al paciente con el radiofaacutermaco sin los errores causados por la contaminacioacuten cruzada por los fotones de la emisioacuten que pueden ocurrir cuando se adquieren los datos de la transmisioacuten usando una fuente externa del radiofaacutermaco Finalmente la fuente de CT no decae es maacutes estable no necesita el reemplazo frecuente y produce datos de la transmisioacuten de maacutes de alta calidad que lo adquirida de fuentes de la transmisioacuten del radiofaacutermaco Discutiblemente estos factores hacen de la imagen de la transmisioacuten con una fuente de CT menos costosa y maacutes eficiente que lo adquirida con fuentes externas del radiofaacutermaco

Imagen sin Correccioacuten por Atenuacioacuten

Imagen corregida por atenuacioacuten

51

6_CONCLUSIOacuteN La Correccioacuten de Atenuacioacuten (CA) en los estudios de Perfusioacuten Miocaacuterdica (PM) ha sido investigada a lo largo de los antildeos como meacutetodo para obtener la excelencia en el diagnostico de patologiacuteas cardiacas Los meacutetodos actualmente disponibles en el mercado variacutean seguacuten la tecnologiacutea de los equipos entre los cuales se observan grandes diferencias que podemos citar

1) Los primeros equipos con CA que se comercializaron consideran uniforme a la atenuacioacuten producida por el cuerpo del paciente son solo uacutetiles para corregir aacutereas como cerebro y abdomen donde el cuerpo esta compuesto en su mayoriacutea por un solo tipo de tejido blando Utilizan solo imaacutegenes de emisioacuten (ECT) para la correccioacuten Dentro de estos meacutetodos se encuentran los que asignan un coeficiente de atenuacioacuten conocido como el del agua o pulmoacuten a una regioacuten delimitada previamente de forma manual o automaacuteticamente por un algoritmo Laplaciano Ambos sobreestiman la CA aunque la ventaja que tiene el ultimo es que excluye del meacutetodo los errores producidos por el teacutecnico Otro meacutetodo desarrollado posterior a estos es el meacutetodo de Chang Este tiene la ventaja de promediar los coeficientes de atenuacioacuten de todos los piacutexeles y asignar el valor que resulta a todo el corte a reconstruir al igual que los anteriores sobreestima la CA y produce alto ruido cuando el Ndeg de cuentas es bajo

2) Los equipos de ultima tecnologiacutea cuentan con meacutetodos de CA no uniforme dentro de los cuales encontramos equipos que utilizan fuentes externas de radiacioacuten gamma (TCT) o fuentes externas de rayos X (CT) que mediante adquisiciones de imaacutegenes de emisioacuten (ECT) y transmisioacuten (TCT) generan los mapas de atenuacioacuten (MA) con los que luego se realizan la CA Los equipos que cuentan con fuentes externas de radiacioacuten gamma elaboran una matriz de correccioacuten (C (xy)) a partir de la imagen de transmisioacuten que luego es aplicado a la imagen de emisioacuten para corregirla La adquisicioacuten de TCT y de ECT puede realizarse tanto por separado como simultaacuteneamente en los equipos multimodales pero se recomienda que se realicen de forma simultaacutenea debido a que disminuye los riegos de movimiento del paciente y el tiempo de adquisicioacuten Las fuentes externas pueden tener diferentes geometriacuteas y pueden o no estar colimadas las mas comunes de encontrar en los equipos son

bull Fuente Puntual Moacutevil Colimada tiene la ventaja de mejorar la resolucioacuten espacial ya que el colimador actuacutea como rejilla anti-scatter pero su gran desventaja es requerir el movimiento de la fuente durante la adquisicioacuten de la imagen

bull Fuentes Lineales Tienen la ventaja de irradiar todo el FOV pero necesitan de una gran colimacioacuten y su peso trae complicaciones al adquirir un SPECT

bull Fuente Lineal Muacuteltiple No requiere movimiento de las fuentes durante el estudio proporciona la irradiacioacuten completa del FOV a traveacutes del colimador de agujeros paralelos Como desventaja podemos nombrar la interferencia entre los fotones de la emisioacuten y de la transmisioacuten Dentro de los meacutetodos que utilizan fuentes de rayos gamma encontramos el SAC en la cual la imagen de TCT se divide en segmentos y se les asigna un coeficiente de atenuacioacuten conocido Existen tres subtipos de este meacutetodo

a Considera todo el cuerpo constituido por agua y le asigna el coeficiente de atenuacioacuten de esta a la imagen

52

b Considera a el cuerpo constituidos de dos tipos de tejido (agua y pulmoacuten) y asigna los coeficientes correspondientes a estos a la imagen

c Considera al cuerpo constituido por agua hueso y pulmoacuten Aunque la exactitud de este meacutetodo dependa de la cantidad de regiones en la que es dividido el cuerpo tiene como ventaja reducir la dosis del paciente al disminuir el tiempo de adquisicioacuten y se considera el mejor de los meacutetodos hasta ahora mencionados Los meacutetodos de CA por Rx (CT) tienen el problema de que los datos del paciente obtenidos por CT se deben colocar en el mismo lugar del espacio que los datos obtenidos mediante SPECT lo cual se puede lograr utilizando marcadores sin embargo en las imaacutegenes de toacuterax abdomen y cuello es difiacutecil de realizar debido al cambio de posicioacuten que ocurre con la respiracioacuten En la actualidad existen en el mercado equipos multimodales que logran que se adquieran ambas imaacutegenes sin necesidad de trasladar al paciente Otra desventaja de estos equipos es que es necesario convertir los coeficientes de atenuacioacuten de la adquisicioacuten de CT a los valores que corresponden a la energia de los fotones utlizados para adquirir la imagen de ECT lo cual trae aparejado el problema de que el equipo este bien calibrado Las ventajas son el alto flujo de fotones en comparacioacuten con las imaacutegenes de fuentes de radiacioacuten gamma lo que disminuye el tiempo de adquisicioacuten y aumenta la estadiacutestica Asimismo el alto flujo posibilita que los datos de transmisioacuten sean adquiridos despueacutes de que se inyecte al paciente lo cual disminuye la contaminacioacuten cruzada por los fotones de ECT al mismo tiempo que no decae y es mas estable lo cual disminuye el costo del procedimiento Estos meacutetodos son los maacutes aceptables a la hora de corregir por atenuacioacuten no uniforme los estudios de PM aunque en el mercado lo maacutes comuacuten de encontrar son equipos que cuenten con el meacutetodo de Chang incluido en el software y en menor medida aquellos que utilizan fuentes externas de emisioacuten gamma para correccioacuten de atenuacioacuten no uniforme

7_ BIBLIOGRAFIacuteA

53

1 C A Saacutenchez Catasuacutes R Puchal Antildee O Diacuteaz Rizo A Aacuteguila Ruiz Problemas

que afectan la cuantificacioacuten en SPECT Revista de Fiacutesica Meacutedica 2003 Vol Nordf4 pag 31-41

2 Evaluation of a Triple Energy Window Scatter Correction Method for SPECT Imaging httpwwwhomenetcomcom~eugenemTEWhtml

3 Hurton Brian F Correction for Attenuation and Scatter in SPECT Alasbimn Journal Octubre 2002 Nordm18

4 Buvat1 S Hapdey1 H Benali1 ATodd-Pokropek1 2 and R Di Paola Spectral Factor Analysis for Multi isotope imaging in Nuclear Medicine httpwwwguillemetorgireneequipe4aticlesIPMI1999pdf

5 Peacuterez Figueroa Caracterizacioacuten del Contenido Radiactivo Gamma del suelo de la Costa Sur de Guatemala Facultad de Ingenieriacutea Universidad de San Carlos de Guatemala

6 Takahashi Y Murase K Mochizuki T Higashino H Sugawara Y and Kinda Y Segmented attenuation correction for myocardial SPEC Annals of Nuclear Medicine Vol 18 No 2 137ndash143 2004

7 Zaidi H and Hasegawa B Determination of the Attenuation Map in Emission Tomography The Journal of Nuclear Medicine bull Vol 44 bull No 2 bull February 2003

8 Harel F Genin R Daou D Lebtahi R Delahaye N Helal BO Le Guludec D Faraggi M Clinical impact of combination of scatter attenuation correction and depth-dependent resolution recovery for (201)Tl studies J Nucl Med Vol 42 N ordm 101451-6 2001

9 Hendel R Corbett J Cullom J DePuey E Garcia E and Bateman T The Value and Practice of Attenuation Correction for Myocardial Perfusion SPECT Imaging A Joint Position Statement from the American Society of Nuclear Cardiology and the Society of Nuclear Medicine J Nucl Med Vol 43 No 2273-280 2002

10 Knesaurek Kand Machac J Comparison of correction techniques for simultaneous Tl20199mTc myocardial perfusion SPECT imaging a dog study Phys Med Biol Vol Nordm 45 167-176 2000

11 Koichi O Image Distortion and correction in single photon emission CT Annals of Journal Medicine 2004 Vol 18 Nordm 3 171-185

12 Kojima A Matsumoto M Tomiguchi S Katsuda N Yamashita Y and Motomura N Accuratte scatter correction for transmission computed tomography using an uncollimated line array source Annals of Nuclear Medicine 2004 Vol Nordm 18 Nordm 1 45-50

13 Frey E Tsui B and Perry R Simultaneous adquisition of emission and transmission data for improved thallium 201 cardiac SPECT imaging using a technetium 99m transmission source J N Medicine 1992 Vol Nordm 33 Nordm 12 2238-2245

14 De Puey EG Berman DS Garcia EV Cardiac imaging 1995 Raven Press Ltd New York

15 Faber T Garcia EV Seminars in Nuclear Medicine 2003 Vol Nordm 33 Nordm 3 16 King M Glick S Pretorius P Glenn Wells R Narayanan H and Farncombe

T Attennuation scatter and spatial resolution compensation httpwachusettumassmededukingacscdrcpdf

17 Gorion D and Noll D The inverse problem of emission tomography 18 Ingesson LC Bocker PS Reichle R Romanelli M and Smeulders P

Projection space methods to take into account finite beam width affects in

54

dimensional tomography algorithms Journal of Optical Society of America 1999 Vol Nordm 16 Nordm 1 17-27

19 Garcia EV Cullom SJ and Galt JR SPECT Quantification A simplified method of attenuation and scatter correction for cardiac Imaging JNuclear Medicine 1992 Vol Nordm 33 Nordm 12 2232-2237

20 Jurado Lopez J y Camo Moraco J Teacutecnicas de Medicina Nuclear en la identificacioacuten de miocardio viable Sociedad Castellana de Cardiologiacutea 2002 Monocardio Nordm 1 Vol Nordm 4 25-42

21 Rodriacuteguez Rojas R Saacutenchez Catasus C Aguila Ruiz A y Palmero R Anaacutelisis Comparativo de cuatro meacutetodos de correccioacuten de radiacioacuten dispersa en SPECT cerebral con Tc 99m Memorias II Congreso Latinoamericano de Ingenieriacutea Biomeacutedica Habana 2001 Mayo 23 a 25 articulo Nordm 00097

22 Radiofaacutermacos teacutecnicas y exploraciones Guiacuteas de actuacioacuten cliacutenica de la Sociedad Espantildeola de Cardiologiacutea httpwwwrevespcardiolorgcgi-binwdbcgiexecardiomrevista_cardiofulltext

23 Peacuterez A Zapata G Y Lopez J Innovaciones en el estudio de la perfusioacuten miocaacuterdica Revista de la Federacioacuten Argentina de Cardiologiacutea 2002 Vol Nordm 31 82-90

24 Seacuteller GV Links J Bateman T Ziffer J Ficaro E Cohen M and Hendel R Joint Position Statement Attenuation Correction of myocardial perfusion SPECT Scintigraphy The American Society of Nuclear Cardiology and The Society of Nuclear Medicine

25 Chang LT A method for attenuation correction in radionuclide computed tomography IEEE Trans Nucl Sci 1978 Vol Nordm 25 638-643

26 Bailey DL Transmission scanning in emission tomography Eur J Nucl Med 1998 Vol Nordm 25 774-787

27 Wallis JW Miller TR Koppel P Attenuation correction in cardiac SPECT without a transmission measurement J Nucl Med 1995 Vol Nordm 36 506-512

28 King MA Tsui BM and Pan T S Attenuation compensation for cardiac single photon emission computed tomography imaging Part Nordm 1 Impact of attenuation and methods of estimating attenuation map J Nucl Card 1995 Vol Nordm 2 513-524

29 General Electric Medical Systems Attenuation Correction httpwwwgehealthcarecomusenfun_imgnmedicinempr_mpsdocsattcorpdf

30 Toenail M Gilland D Jaszczak R Coleman R Wattellier A Coutand F Taguchi M Ooie Y and Enos G Investigation of a large field of view Transmission Imaging for Non Uniform Attenuation Compensation in cardiac SPECT Part Nordm 1 Phantom Studies Hitachi Medical httpwwwhitachi-medicalcojpmedixpdfvol2929_05pdf

55

2

MEacuteTODOS DE CORRECCIOacuteN DE LA ATENUACIOacuteN EN LOS ESTUDIOS TOMOGRAacuteFICOS DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

INDICE 1_ INTRODUCCIOacuteN 2_EL PROBLEMA DE LA ATENUACIOacuteN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN

MIOCAacuteRDICA

21 El problema cliacutenico de la atenuacioacuten 3_ ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

31 Introduccioacuten al estudio de Perfusioacuten Miocaacuterdica 32 Protocolos utilizados en Perfusioacuten Miocaacuterdica 33 Adquisicioacuten de las imaacutegenes de Perfusioacuten Miocaacuterdica 34 Procesamiento de las imaacutegenes de Perfusioacuten Miocaacuterdica 35 Presentacioacuten de las imaacutegenes adquiridas

4_ INTERACCIOacuteN DE LA RADIACIOacuteN GAMMA EN EL ESTUDIO DE PERFUSIOacuteN MIOCAacuteRDICA

41 Interaccioacuten de la radiacioacuten gamma con la materia 42 Influencia de las caracteriacutesticas anatoacutemicas del paciente 43 Influencia de los isoacutetopos en la calidad de las imaacutegenes

5_ METODOS DE CORRECCIOacuteN DE IMAacuteGENES

51 Meacutetodos de Correccioacuten de los fotones dispersos 52 Meacutetodos de Correccioacuten de los fotones atenuados

6_ CONCLUSIOacuteN 7_ BIBLIOGRAFIacuteA

3


4


5



6


Septum Corto


7



8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

3


4


5



6


Septum Corto


7



8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

4


5



6


Septum Corto


7



8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

5



6


Septum Corto


7



8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

6


Septum Corto


7



8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

7



8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

8








9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

9









miocaacuterdica)

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

10






11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

11









12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

12













13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

13



14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

14





15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

15




16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

16



17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

17




18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

18



19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

19








20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

20






21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

21





22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

22





I = I 0 e -microx


23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

23



x110 = 2203micro


24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

24







25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

25






26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

26

Movimiento Vertical




27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

27



28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

28







29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

29





30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

30





31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

31



32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

32








U (i) =I (i)-I (i) (SF (i)(1+SF (i)))




I1= U1 (i) + SF1 (i) y I2= U2 (i)+ SF2 (i)

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

33









34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

34





35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

35






V (Tl201) = Tl201 + (FTl201 Tc99m)






V (Tc99m) = + (F Tc99m Tl201)

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

36



201 F Tc99m)



201 F Tc99m)




37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

37





38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

38



39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

39



micro = micro1

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

40








41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

41





42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

42





43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

43





44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

44





45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

45


46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

46





47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

47



corregidas



48


49


50




51








52




53




















54














55

48


49


50




51








52




53




















54














55

49


50




51








52




53




















54














55

50




51








52




53




















54














55

51








52




53




















54














55

52




53




















54














55

53




















54














55

54














55

55

Documents

MÉTODOS DE CORRECCIÓN DE LA ATENUACIÓN EN LOS … Alumnos... · debido a la interposición de distintas estructuras entre el miocardio y el sistema detector (se describen en el