MÉTODOS DE CORRECCIÓN DE LA ATENUACIÓN EN LOS ESTUDIOS TOMOGRÁFICOS DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA

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2 2 MÉTODOS DE CORRECCIÓN DE LA ATENUACIÓN EN LOS ESTUDIOS TOMOGRÁFICOS DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA INDICE: 1_ INTRODUCCIÓN 2_EL PROBLEMA DE LA ATENUACIÓN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA 2.1 El problema clínico de la atenuación 3_ ESTUDIO DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA 3.1 Introducción al estudio de Perfusión Miocárdica 3.2 Protocolos utilizados en Perfusión Miocárdica. 3.3 Adquisición de las imágenes de Perfusión Miocárdica. 3.4 Procesamiento de las imágenes de Perfusión Miocárdica. 3.5 Presentación de las imágenes adquiridas. 4_ INTERACCIÓN DE LA RADIACIÓN GAMMA EN EL ESTUDIO DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA 4.1 Interacción de la radiación gamma con la materia. 4.2 Influencia de las características anatómicas del paciente. 4.3 Influencia de los isótopos en la calidad de las imágenes. 5_ METODOS DE CORRECCIÓN DE IMÁGENES 5.1 Métodos de Corrección de los fotones dispersos. 5.2 Métodos de Corrección de los fotones atenuados. 6_ CONCLUSIÓN 7_ BIBLIOGRAFÍA

3 3 1_INTRODUCCIÓN: La Tomografía Computada por Emisión de Fotón Único (SPECT) es el método utilizado para evaluar la función del miocardio y analizarlo de manera cuantitativa. Su técnica no es invasiva y esta basada en la marcación con un material radiactivo de una molécula específica que va a ser transportada por el sistema sanguíneo hasta un órgano blanco. Estos materiales radiactivos por medio de diferentes mecanismos de desintegración emiten radiación gamma o electromagnética que es detectada con una cámara gamma que gira alrededor del paciente siguiendo una órbita predeterminada la cual, mediante el uso de circuitos de posicionamiento determina el punto de origen de la radiación para luego formar la imagen por medio de métodos de reconstrucción. En resumen, podemos decir que las imágenes de SPECT exhiben información tridimensional (3D) sobre la distribución 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 Dispersión y la Atenuación de los fotones al atravesar los diferentes tejidos del cuerpo, lo que produce disminución en el registro de cuentas, disminución en el contraste de la imagen y aumento de la borrosidad. b) La Distancia fuente-detector, la cual disminuye la resolución espacial a medida que aumenta la distancia. Como resultado de la degradación de las imágenes la exactitud del diagnóstico se ve afectada produciéndose falsos positivos y negativos que llevan al diagnostico de patologías no existentes o a no diagnosticar patologías existentes. A lo largo de los años numerosos investigadores han logrado múltiples variantes de los procedimientos para la adquisición de la imagen de perfusión miocárdica (PM), cuya elección depende tanto de la patología que se busca como del equipamiento y de los trazadores utilizados. Asimismo, también se han logrado avances en los procedimientos de reconstrucción implementándose algoritmos de corrección por atenuación y métodos de recuperación de la resolución los cuales buscan obtener mejores resultados para llegar a la exactitud diagnostica de las distintas patologías cardíacas. La Sociedad de Medicina Nuclear (SNM), fundada en 1953, y la Sociedad Americana de Cardiología Nuclear (ASNC), fundada en 1993, han publicado que ambas reconocen la Corrección de Atenuación (CA) en los estudios de PM por SPECT como medio potencialmente importante para distinguir a los artefactos producidos por la atenuación de las patologías de la arteria coronaria, y han publicado una declaración a este efecto. Desde esa publicación, los fabricantes han mejorado sustancialmente los productos comercialmente disponibles y validados de CA, y se ha logrado una aceptación cada vez mayor de esta tecnología para el uso clínico. SNM y ASNC sostienen que la capacidad de realizar exactamente la CA con las soluciones comerciales validadas de los equipos y programas de computación realzan la confianza y la exactitud interpretativas de la proyección de la imagen del SPECT de PM. Los requisitos previos para la incorporación de la CA en la práctica clínica rutinaria que cubren la adquisición, el proceso de reconstrucción y la interpretación son: a) La alta calidad de la imagen de transmisión con cantidad suficiente de cuentas y con baja interferencia del radiofármaco de emisión son esenciales para reducir la propagación del ruido y el error en las imágenes de emisión corregidas. b) Los procedimientos del control de calidad para el registro de la imagen se deben utilizar para los datos de la proyección adquiridos usando los protocolos secuenciales de la proyección de la imagen de trasmisión-emisión (sistemas de CT/ SPECT)

4 c) Indicar si la corrección de dispersión y la recuperación de resolución se deben utilizar con la corrección de atenuación. d) La CA se debe emplear siempre con los estudios de ECG-gated SPECT. e) Los técnicos deben tener entrenamiento adecuado en la adquisición y el procesamiento de estudios corregidos por atenuación. Los médicos deben tener entrenamiento adecuado en la interpretación de imágenes corregidas por atenuación. f) Los médicos deben reconocer e interpretar imágenes sin corregir y corregidas. 4

5 5 2_EL PROBLEMA DE LA ATENUACIÓN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA 2.1 El problema clínico de la atenuación En Medicina Nuclear los estudios tomográficos proveen la mayor capacidad diagnóstica para evaluar patologías cardíacas debido al incremento del contraste entre la pared miocárdica y la cavidad ventricular, y a la representación tridimensional de las imágenes. Son estas propiedades las que mejoran la evaluación visual del estudio y hacen esta modalidad ideal para el análisis cuantitativo del miocardio y su funcionalidad. El estudio de Perfusión Miocárdica permite evaluar tanto el grado de perfusión del miocardio, la presencia de enfermedad coronaria, anormalidades de las arterias coronaria, circunfleja y descendente anterior izquierda como la extensión, severidad, pronóstico y reversibilidad de la patología. La interpretación clínica se realiza analizando la uniformidad de la distribución del radiofármaco en el miocardio de manera que para llegar a un diagnóstico correcto es necesario el reconocimiento de las variantes normales cardíacas y de los artefactos que cotidianamente se encuentran en la práctica, ellos son: a) Variantes Normales: Ápex orientado verticalmente, corazón en posición vertical u horizontal, septum corto y vista de la porción membranosa del septum en algún corte, entre otras. b) Artefactos: Los artefactos pueden ser debido al proceso de reconstrucción de las imágenes, a movimiento del paciente o a dispersión y atenuación de la radiación proveniente del paciente por interposición de tejidos entre el corazón y el detector. En ambos casos la distribución del radiofármaco se ve alterada en la imagen final produciéndose los llamados falsos positivos y falsos negativos que llevan a un diagnóstico erróneo. La atenuación de la radiación en el estudio de PM produce los efectos y artefactos particulares debido a la interposición de distintas estructuras entre el miocardio y el sistema detector (se describen en el punto 4.2). La CA surge como un intento de dar solución a dichos efectos.

6 6 ALGUNOS CASOS DE VARIANTES NORMALES Septum Corto Distorsión Apical

7 7 Vista del Músculo Papilar 3_ESTUDIO DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA

8 8 3.1 Introducción al estudio de Perfusión Miocárdica La adquisición de las imágenes se puede realizar mediante técnica planar y técnica tomográfica o SPECT. En la técnica planar se obtienen imágenes por espacio de 8 a 10 minutos en tres diferentes proyecciones: anterior, oblicua anterior izquierda y lateral izquierda. Produce imágenes en dos dimensiones del corazón; su principal desventaja es que en algunas proyecciones puede existir sobreposición de estructuras, lo que puede dificultar el análisis individual de alguno de los segmentos del miocardio. En la técnica tomográfica o SPECT el detector gira 180 grados alrededor del paciente, haciendo 32 o 64 imágenes del corazón, cada una por espacio de 25 a 30 segundos. Al final del estudio se realiza una reconstrucción tridimensional del corazón. Tiene una mejor resolución de contraste en comparación con la técnica planar ya que evita la sobreposición de segmentos que ocurre habitualmente con esta otra técnica, lo que permite aumentar la eficacia de detección de pequeñas regiones de hipoperfusión. La distribución del radiofármaco dentro del miocardio se analiza en imágenes tomográficas en tres orientaciones: eje corto, eje largo vertical y eje largo horizontal. En el eje corto, las imágenes se analizan en tres grupos que corresponden a la región apical, a la región ventricular media y a la base del corazón. En estos cortes se valoran los segmentos que corresponden a la región anterior, anteroseptal, inferoseptal, anterolateral, inferolateral e inferior. El ápex es valorado mejor en los ejes largos. En el eje largo vertical puede valorarse además 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 correlación entre la anatomía de estos segmentos y la distribución de las arterias coronarias. Puede realizarse un análisis cuantitativo de las imágenes construyendo un mapa polar en el que los cortes del eje corto se muestran de una forma concéntrica desde el ápex en el centro hasta la base del corazón en la periferia, con lo que se puede calcular el porcentaje de extensión y el grado de severidad de los defectos de perfusión. También puede efectuarse una evaluación cuantitativa a partir del análisis visual de las imágenes, utilizando una escala de cinco puntos basada en la captación del trazador en las diferentes paredes miocárdicas: 0= normal, 1= ligera reducción en la captación del radioisótopo; 2= moderada reducción en la captación del radioisótopo; 3= importante reducción en la captación y 4= ausencia de captación. 3.2 Protocolos utilizados en Perfusión Miocárdica: Para 99m Tc-MIBI, Tetrofosmina y Tl 201 : a) Forma de administración (igual para todos los protocolos): Para el estudio de reposo se inyecta por vía intravenosa, no requiriendo ningún cuidado especial. Para el estudio sensibilizado con esfuerzo ergométrico se inyecta en el momento de máximo esfuerzo, manteniéndose éste durante 1 a 2 min. si es posible. La colocación previa de un catéter venoso puede facilitar la inyección durante el ejercicio. Para el estudio sensibilizado con dipiridamol, se inyecta 2 min. después de haber finalizado la administración de la droga. Para el estudio sensibilizado con dobutamina, se inyecta una vez alcanzada la máxima dosis, o en el momento de detener la infusión por otra causa.

9 9 Tanto con MIBI como con Tetrofosmina pueden realizarse protocolos largos (dos días) como cortos (un día). b) Dosis para el protocolo de 2 días, Tc 99m o Tetrofosmina: 24 mci (740 MBq) para 70 Kg. en el estudio de esfuerzo o sensibilizado con fármacos. 34 mci (1110 MBq) para 70 Kg. en el estudio de reposo. c) Dosis para el protocolo de 1 días, Tc 99m o Tetrofosmina: Se adquiere primero el reposo (8 mci) y el esfuerzo entre las 4 6 hs después (24 mci), o viceversa. Tanto 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 adquisición a 40 seg./paso y adquirir 8 imágenes por ciclo cardíaco, permaneciendo el resto de los parámetros sin modificar. Esta técnica requiere software especial de adquisición y procesamiento. f) Dosis para protocolo de Tl 201 : 2-3 mci ( MBq) en el estudio de esfuerzo para un adulto de 70 Kg mci ( MBq) para la reinyección en reposo (diagnóstico de viabilidad miocárdica).

10 10 g) Protocolos para Tl 201 : I. Esfuerzo / Redistribución: Se inicia con la realización de la prueba de esfuerzo, aplicándole la inyección del radiofármaco en el punto de máximo esfuerzo. Se realizan imágenes de post-esfuerzo inmediatamente y luego de tres o cuatro horas se realizan las imágenes de redistribución. Los segmentos miocárdicos con defectos severos de perfusión en el estudio post-estrés pero con redistribución 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 captación fija incrementan dicha captación de Tl 201 tras la revascularización, además 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 circulación colateral. En general, en pacientes con disfunción del ventrículo izquierdo (VI) el SPECT de Estrés /Redistribución con Tl 201 a menudo subestima la presencia de miocardio viable. II. Estrés /Redistribución /Inyección 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 redistribución convencional y obtener directamente una imagen de la redistribución de la inyección a las 3-4 hs. Hasta la mitad de los defectos irreversibles en la imagen de redistribución, aumentan o normalizan la captación de Tl 201 tras la reinyección, y el 90% de los mismos aumentan la contractibilidad tras la misma. III. Estrés /Redistribución /Imagen Tardía: Se realiza en el caso de persistencia de defectos severos en la imagen de redistribución, se adquieren las imágenes tardías a las 24 hs. Entre el 30-50% de los defectos no reversibles en las imágenes de redistribución precoces presentan redistribución tardía, y el 95% de estas muestran incremento de la captación de Tl 201 tras la revascularización. El inconveniente de este protocolo es la mala calidad de las imágenes tardías debido a la escasa cantidad de contaje en pacientes obesos o en aquellos con escasa actividad inicial en el miocardio. IV. Reposo /Reinyección: Cuando el único objetivo es la valoración de viabilidad puede realizarse este protocolo, aplicando la inyección en reposo y obteniendo imágenes precoces y tardías (3-4 hs.). Si la captación es normal en reposo o cualquier defecto en la imagen de reposo redistribuye normalmente en la imagen tardía, se considera normal la viabilidad. En cambio se considera ligeramente reducida o severamente reducida si se observan defectos fijos ligeros o severos respectivamente.

11 11 h) Doble isótopo: Tl 201 reposos + 99m Tc-MIBI esfuerzo: Existen dos variantes para su adquisición: I.Detección simultanea de ambos trazadores. II. Detección inicial de la imagen con Tl 201, aplicándole luego; en el punto de máximo esfuerzo la dosis de Tc 99m y detectando este trazador. Este protocolo reúne en un solo estudio la ventaja de los dos trazadores: I. Estudio en reposo o reposo/ redistribución con Tl 201 de la viabilidad miocárdica, el cual tiene alta sensibilidad para la detección de miocardio severamente hipoperfundido. II. Estudio de refuerzo con Tc 99m, que tiene la ventaja de una elevada sensibilidad y, sobre todo, especificidad por la menor prevalencia de defectos por atenuación. Teniendo en cuenta la importante diferencia de dosis inyectadas, se prefiere obtener primero la imagen del Tl 201 y luego la del Tc 99m. En la práctica, no suele usarse este protocolo debido a la interferencia del Tc 99m en la ventana del Tl 201. Estudios de gated-spect en la valoración de la viabilidad miocárdica: Los estudios tomográficos de PM sincronizados con el ECG (gated-spect) permiten la valoración simultánea de los datos de perfusión y función ventricular, gracias a la valoración de la contractilidad segmentaria ventricular a lo largo del ciclo cardíaco, lo que tiene especial interés en el análisis de la viabilidad miocárdica. En estos casos se suelen emplear isótopos marcados con Tc 99m (sestamibi o tetrofosmín) que son potencialmente superiores al Tl 201, debido a sus mejores características radiofísicas. El SPECT gatillado o gated-spect puede detectar artefactos de atenuación de tejidos blandos en regiones con defectos de perfusión aparentemente irreversibles, diferenciando estas regiones viables de aquéllas otras con extensa fibrosis, y por tanto no viables. La presencia de una región que se mueve normalmente en la reconstrucción tridimensional del ventrículo izquierdo (VI), o que presenta en sístole mayor actividad del isótopo respecto a diástole (fenómeno del volumen parcial, debido al aumento relativo en la concentración del isótopo o por unidad de volumen del miocito, si existe acortamiento sistólico del mismo) son indicativos de viabilidad miocárdica. Se ha constatado una excelente correlación entre las imágenes de reinyección de Tl 201 y la intensidad del engrosamiento sistólico regional. Dicho engrosamiento parietal en gated-spect 99m Tc-sestamibi identifica el 89% de los segmentos viables que se detectan con un estudio con Tl 201 en reposo. 3.3 Adquisición de imágenes: Para 99m Tc-MIBI, Tetrofosmina y Tl 201 : Paciente en decúbito supino, miembros superiores flexionados sobre la cabeza (opcionalmente, sólo el miembro izquierdo). Retirar objetos metálicos de la zona en estudio.

12 12 Advertir al paciente que debe permanecer inmóvil hasta que el estudio haya finalizado, instruirlo para que evite inspiraciones profundas y no se duerma. Utilizar colimador de alta resolución para bajas energías en el caso de Tc 99m y colimador de propósitos generales para bajas energías en el caso de Tl 201. Analizador 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 Tl 201. Detector en proyección oblicua anterior derecha lo más próximo posible al tórax del paciente. Órbita circular, elíptica o de contorno, en este último caso empleando contorno automático o manual. Es importante utilizar siempre el mismo tipo de órbita. Verificar que todo el corazón quede contenido dentro del campo y que la rotación se efectúe libremente sin rozar al paciente ni la camilla. Rotación de 180 desde OAD a OPI. Número de imágenes: 32 (movimiento angular 6º). Modalidad: paso y disparo (step and shoot). Tiempo por imagen: 20 segundos. Matriz: 64 x 64 word. Zoom: Procesamiento: (Igual para ambos protocolos) Reconstrucción: por retroproyección filtrada, límites por encima y por debajo de las paredes anterior e inferior del corazón. Filtro: Butterworth orden 4, frecuencia de corte 0.15 Nyquist (variable entre 0.12 y 0.25). Corrección de atenuación: no se aplica, salvo que se cuente con un sistema de corrección por fuente de transmisión lineal, implementado en algunas cámaras de dos y tres cabezales. Zoom post reconstrucción: variable (en general entre 30 y 60 %). Reorientación del eje mayor vertical y horizontal del corazón. Las condiciones de procesamiento de las imágenes son las mismas para el estudio de reposo, esfuerzo o de estímulo farmacológico. Puede ser necesario modificar el filtro si la dosis fue menor, o si existió infiltración parcial durante la inyección, lo que resultará en menor densidad de cuentas en el miocardio. Como existen variaciones en la orientación normal de distintos pacientes y los cortes tomográficos tradicionalmente obtenidos no son los más indicados para expresar con claridad las cámaras cardíacas y la distribución del flujo coronario del miocárdio debido a la posición del VI respecto a ellos se efectúa la reorientación para que el VI tenga una posición similar a los ejes de simetría de la reconstrucción.

13 13 Posición del corazón dentro del Tórax Reorientación de los ejes del corazón: Vista Anterior

14 14 Reorientación de los cortes Transversos y Sagitales respectivamente Reorientar los cortes tomográficos del VI significa rotarlos de forma que los ángulos α y β queden con una angulación α = 0 y β = 0 con respecto a los ejes de la reconstrucción. Quedan así determinados tres cortes que describen la simetría natural de dicha cámara cardiaca. Ellos son: Eje Corto (EC) Eje Largo Horizontal (ELH) Eje Largo Vertical (ELV) Comparación entre reorientaciones correctas e incorrectas

15 15 El VI es comúnmente dividido en tres sectores: un tercio medial, un tercio apical, un tercio basal, y un ápex. Cada uno de estos segmentos puede es dividido en 6 u 8 subsegmentos y el ápex en uno o dos. Él número total de segmentos en que queda dividido es entonces 25 (3*8+1) o 20 (3*6+2) para los dos modelos antes descriptos. Así, los cortes transaxiales obtenidos son perpendiculares al eje y del sistema tomográfico.

16 Presentación de las imágenes Seleccionar un juego de imágenes de esfuerzo ó estímulo farmacológico y redistribución de cada corte (eje corto, eje largo horizontal y eje largo vertical) de modo que sean comparativas, utilizando el software específico generalmente provisto para este tipo de presentación. Imprimir en color ó blanco y negro según preferencia del usuario. Si se dispone de un estudio de reinyección documentarlo en forma comparativa con las imágenes de redistribución. SPECT de PM no patológico

17 17 COMPARACIÓN ENTRE ESTUDIOS PATOLÓGICOS Y NORMALES SPECT no patológico Enfermedad de una sola Arteria Coronaria

18 18 SPECT no patológico Enfermedad de dos Arterias Coronarias

19 19 4_ INTERACCIÓN DE LA RADIACIÓN EN EL ESTUDIO DE PERFUSIÓN MIOCÁRDICA 4.1 Interacción de la radiación gamma con la materia La radiación electromagnética interactúa por medio de tres mecanismos básicos con la materia, ellos son: - Efecto Fotoeléctrico, - Producción de Pares, - Efecto Compton. En el Efecto Fotoeléctrico el fotón interactúa con un electrón de la capa interna de un átomo transfiriéndole toda su energía, de forma que el fotón desaparece. Como consecuencia de ésta, interacción el electrón es expulsado del átomo escapando con una energía: E cinética del electrón = E fotón incidente - E ligadura del electrón y dejando una vacante en la capa de donde ha sido expulsado. Para corregir éste estado, un electrón de una capa externa cae en el hueco vacío. Ésta transición va acompañada de la emisión de un Rx cuya energía es igual a la diferencia de las capas participantes. La probabilidad de que un determinado fotón interactúe con la materia depende del nº atómico (Z) y de que la energía del fotón sea al menos igual a la energía de ligadura del electrón al átomo. A diferencia del Efecto Fotoeléctrico, el Efecto Compton se da por la interacción de un fotón con un electrón de la capa externa de un átomo. En éste caso el fotón incidente entrega parte de su energía al electrón de la capa externa, expulsándolo y como resultado aparece un fotón nuevo con menor energía y con una nueva dirección. La relación entre su energía y su nueva dirección esta dada por: E dispersado = E foton dispersado / 1+ ((E/ mc 2 ) (1- cos α)) tanto el fotón disperso como el electrón pueden realizar otras interacciones si es que cuentan con la energía suficiente. Como última instancia el electrón pasa a ocupar un hueco de capa atómica creado en alguna interacción previa y el fotón será absorbido fotoeléctricamente. La probabilidad de que ocurra Efecto Compton suele disminuir al aumentar la energía de la radiación electromagnética y no depende del nº atómico (Z) del material que atraviesa.

20 20 Espectro de energía de la radiación gamma proveniente del Tc 99m realizado con fotones primarios y dispersos de varios ordenes. Espectro de Energía ideal La Producción de Pares tiene lugar cuando un fotón escapa de la nube electrónica e interacciona con el núcleo atómico. Como resultado el fotón desaparece y aparecen dos electrones; uno con carga positiva (o positrón) y otro con carga negativa; que salen emitidos en direcciones opuestas para conservar la cantidad de movimiento. El positrón tiene alta probabilidad de interactuar con un electrón libre del medio produciéndose la aniquilación de ambos y apareciendo dos fotones de 511 Kev. El electrón puede ocupar el vacío creado por alguna interacción en la capa externa de algún átomo. Un fotón con menos de Mev no puede experimentar producción de pares puesto que la energía de la masa en reposo de dos electrones equivale a ese valor. E del fotón = 2 m e c 2

21 21 Las tres maneras principales en que los rayos γ interaccionan con la materia. En los tres casos se producen electrones energéticos y las energías para las cuales predomina cada interacción. Al interactuar con la materia. Por los procesos antes mencionados, el flujo de fotones transmitidos a través de ésta disminuye. Ésta transmisión esta caracterizada por un coeficiente lineal de atenuación denominado µ que depende de la energía del fotón y del nº atómico del material atravesado. Éste coeficiente se define como la probabilidad lineal de interacción del fotón por unidad de camino recorrido, es expresado como (cm 1 ) y al ser proporcional a la densidad del material nos permite poder expresarlo en relación en función a ésta, lo que denominamos coeficiente másico de atenuación y se expresa en (cm 2 /gr.). La relación entre ambos es expresada con la siguiente fórmula: µ λ /δ = µ µ El coeficiente total de atenuación está dado por la suma de los coeficientes de los posibles tipos de mecanismo de interacción o sea, Efecto Fotoeléctrico y Efecto Compton: µ = µ atenuación + µ dispersión

22 22 Coeficiente másico de atenuación de rayos gamma en plomo, según la energía del fotón. Se indica la contribución de cada uno de los tres efectos. El coeficiente total de absorción lineal está dominado por el Efecto Fotoeléctrico para energías entre 30 y 50 Kev, en los tejidos blandos y hueso, y está dominado por el Efecto Compton para energías entre 200 y 1000 Kev. Dominio de cada interacción para una energía determinada La intensidad luego de atravesar un dado material viene dada por la Ley de Lambert: I = I 0 e -µ x para el caso más sencillo, donde I 0 es la intensidad del haz incidente, µ es el coeficiente de atenuación y x es la distancia recorrida en el material.

23 23 El número de radiaciones absorbidas depende del espesor x del absorbedor. Nótese que la ecuación tiene la misma forma que la ley de decaimiento radiactivo. La figura muestra una curva de atenuación típica. Cuando x= 0, o sea sin absorbedor, la intensidad medida I= I 0. El valor del coeficiente lineal de atenuación µ determina qué tan rápidamente cae la curva de atenuación. En analogía con la vida media, se puede definir la capa hemirreductora x 1/2 como el grueso de absorbedor que reduce la intensidad inicial a la mitad. Dos capas hemirreductoras la reducen a una cuarta parte, y así sucesivamente, n capas hemirreductoras la reduce n por un factor 1/2 n. La capa hemirreductora está relacionada con el coeficiente lineal de atenuación según la ecuación x 1/2 = 0.693/µ También se define la capa decimorreductora x 1/10 como el espesor que reduce la intensidad a una décima parte. Dos de éstas la reducen a un centésimo, y n capas decimorreductoras la reducen a un factor 110 n. La capa decimorreductora se relaciona con u según la ecuación: x 1/10 = 2.203/µ Curva exponencial de atenuación de rayos gamma. Se indican las capas hemirreductora y decimorreductora.

24 24 En el caso que el haz atraviesa distintas estructuras de diferentes espesores la ecuación que nos va a permitir encontrar la intensidad del haz de fotones es: I = I o e ( µ x) 4.2 Influencia de las características físicas del paciente Debido a la interferencia de tejido no cardíaco como el diafragma, el tejido mamario, abdomen muy pronunciado y actividad visceral, los rayos γ que son transmitidos a través del paciente sufren diferente grado de atenuación en cada una de las proyecciones adquiridas por la cámara gamma SPECT. Esto arroja artefactos en las imágenes que suelen llevar a un diagnóstico erróneo, es decir un resultado falsamente anormal, los cuales se denominan falsos positivos. Los artefactos pueden clasificarse según el tejido: Atenuación 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. También se observa en pacientes masculinos con ginecomastia, en los cuales el efecto se observa en la pared anterior. Atenuación en pacientes obesos: Produce efectos de hipocaptación en la pared lateral. Reforzando en la posición supina.

25 25 Atenuación causada por el diafragma: Se observa en la pared inferior, especialmente si existe ascitis izquierda. Atenuación producida por marcapasos: Puede producir defectos de hipocaptación en la pared del ventrículo donde este ubicado. Atenuación 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 26 Movimiento Vertical Atenuación producida por sobreposición de vísceras: Zonas de hipercaptación adyacentes al ventrículo, hígado, bazo y pulmón en el caso del Tl 201 y vía biliar e intestino delgado para los productos marcados con Tc 99m de eliminación hepatobiliar. Sobreposición de intestinos

27 27 Sobreposición de Hígado Sobreposición de Hígado e Intestinos

28 Influencia de los isótopos en la calidad de imágenes Características de los Radioisótopos utilizados en Perfusión Miocárdica: Tl 201 : Es un metal pesado con características químicas de catión, análogo al potasio. Se obtiene como producto de un ciclotrón y se convierte por captura electrónica en Hg 201 o mercurio estable. Tiene T ½ de 73.5 hs. En su transición emite radiación gamma de 135 Kev en una abundancia de 2.7% y de 167 Kev en un 9.4%, pero la energía principal proviene de la emisión de fotones de rayos X de Kev. Al ser el Tl 201 un análogo del potasio, luego de su administración intravenosa como cloruro de Tl 201 (Tl 201 Cl) se incorpora a las células del organismo rápidamente por medio de dos mecanismos: - Una parte por difusión pasiva: Dado el tamaño del ión hidratado de Tl 201 (1.44 A). - Otra parte por medio de la bomba de Na-K-ATPasa, de forma proporcional al flujo sanguíneo y al metabolismo celular existente. En condiciones normales de perfusión un 85% del Tl 201 es extraído por el miocito durante el primer pasaje (fracción de extracción miocárdica). Entre un 3.5% y un 4.5% de la dosis inyectada de Ta 201 es incorporada al miocardio, alcanzando el 80% de la concentración a los dos minutos y la máxima concentración es alcanzada entre los 18 y 25 minutos de la inyección. Luego de alcanzada la máxima concentración intracelular se inicia el proceso de lavado o redistribución, con la salida hacia el espacio vascular, con un tiempo medio depuración en el miocardio de unas 2 hs. El Tl 201 recirculante es expuesto de nuevo a la célula miocárdica, llegándose al equilibrio por redistribución. Tc 99m : Presenta características óptimas de detección en cámara gamma. Emite radiación gamma de 140 Kev y T ½ de 6.02 hs. Espectro de Energía del Tc99m que se ha inyectado a un paciente. Se muestra el fotopico, el área 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. MIBI: El MIBI o metoxi-isobutil-isonitrilo es un compuesto lipofílico que no se une a las proteínas del plasma, y se incorpora por difusión pasiva a la célula, de forma proporcional al flujo sanguíneo, fijándose más del 90 % en las mitocondrias.

29 29 Durante el primer pasaje, la fracción de extracción del mismo por el miocito es de un 50 al 65%, siendo entre el 1 y el 1.5 % el porcentaje de la dosis administrada lo que se fija en el miocardio. A diferencia del Tl 201 la redistribución del MIBI es mínima lo que permite demorar de 60 a 90 minutos la adquisición de las imágenes hasta lograr la mejor relación corazón/ fondo. Tetrofosmina: Pertenece al grupo de las fosfinas, las cuales son cationes lipofílicos de elevada extracción miocárdica; ya que se mantiene en torno al 1.5 % de la dosis inyectada durante los primeros 60 minutos y decrece lentamente a partir de los 120 minutos. Posee rápido depuración sanguínea y hepática. La captación miocárdica de estos trazadores sobrestima los flujos muy bajos e infraestima los muy altos. Se incorpora a las células por un proceso metabólicamente activo sin implicación de los canales catiónicos (Na +, K + ) con retención en las mitocondrias por transformación de energía metabólica en potencial de membrana electronegativa. Diferencia entre la captación de cada una de los radiofármacos por la célula Cardiaca. Imagen comparativa entre dos estudios adquiridos uno con Tl 201 y otro con Tc 99m.

30 30 Diferencia entre isótopos: Es importante destacar que el Tc 99m al tener un T ½ más corto que el Tl 201 permite administrar dosis mayores a los pacientes ya que disminuye la dosis de radiación recibida. También, como su energía es mayor sufre menor atenuación al atravesar el cuerpo del paciente. (en especial los tejidos blandos). Los fármacos marcados con Tc 99m presentan tres características físicas superiores al Tl 201 en los estudios de perfusión miocárdica: por un lado tienen menor tiempo de semidesintegración, lo que permite el empleo de mayor dosis; por otro, su energía fotónica (alrededor de 140 Kev) es significativamente más elevada que la del Tl 201 (68-84 KeV), lo proporciona un flujo de fotones con menor atenuación y hace que la calidad de imagen sea superior, además, las imágenes con 99m Tc presentan un alto flujo de fotones, lo que permite realizar una adquisición de primer pasaje durante la inyección del trazador, ofreciendo imágenes de perfusión y datos de función ventricular. A diferencia del Tl 201, el Tc 99m no presenta una redistribución significativa, lo que en principio pudiera ser un inconveniente para el estudio de la viabilidad.

31 31 5_ MÉTODOS DE CORRECCIÓN DE LAS IMÁGENES 5.1 Métodos de Corrección de los fotones dispersos: Para formar las proyecciones solo son útiles los fotones que potencialmente pueden seguir trayectorias más o menos rectas desde el órgano en estudio, pasando a través de los orificios del colimador, hasta llegar al cristal del detector. Sin embargo una fracción considerable de estos fotones se pierde dentro del tejido interpuesto en sus trayectorias, debido a que la Absorción Fotoeléctrica y el Efecto Compton producen una atenuación de la intensidad de la radiación original. Cuando ocurre Efecto Compton los fotones dispersados por el tejido llegan al cristal desde la posición en la que sufren la dispersión y no desde el punto en que fueron emitidos dentro del órgano. Entonces, si para formar una proyección la cámara gamma utilizara todos los fotones que llegan al cristal, ésta contendría información errónea sobre las coordenadas de posición para una fracción no despreciable de todos los fotones registrados. Para solucionar éste problema la colimación es requerida en todos los estudios de SPECT para restringir la llegada al cristal de los fotones que no se originan en trayectorias más o menos paralelas a los agujeros del colimador desde el órgano en estudio. Ésta colimación no es suficiente ya que en general los fotones con ángulos de dispersión pequeños 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 método complementario a la colimación se utiliza un analizador de altura de pulsos con una ventana energética predefinida que acepta tan solo aquellos fotones cuya energía se encuentra dentro de ésta ventana, la cual reduce significativamente los fotones dispersos. No obstante ésta solución no es suficiente debido a la baja resolución energética que tiene los detectores de centelleo de NaI(Tl) (entre el 9 y el 10% para la energía del Tc 99m ), lo que provoca que los fotones que sufren Efecto Compton a pequeños ángulos, y logran llegar al cristal sean detectados como si fueran primarios puesto que su energía queda dentro del rango definido en la ventana energética predeterminada. La dispersión produce ruido estructurado de baja frecuencia que se transfiere a la imagen como una disminución del contraste tomográfico de forma global pero no uniforme.

32 32 Aunque en la actualidad se considera que no existe un método de corrección totalmente satisfactorio de la radiación dispersa un gran número de algoritmos de corrección del scatter son empleados en los sistemas de SPECT con detectores de NaI(Tl). Generalmente los métodos más usados para la corrección del scatter utilizan ventanas de energía. Estos métodos que consisten en estimar los fotones dispersos en proyecciones adquiridas por emisión por medio de los espectros de energía, pueden ser empleados antes, durante o luego del proceso de reconstrucción. Estiman la cantidad de scatter en un píxel para una dada ventana de energía teniendo en cuenta que los rayos gamma detectados están 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 Nº de cuentas detectadas en el píxel (i), U(i) es el Nº de cuentas no dispersadas en el píxel (i), S(i) es el Nº de cuentas dispersadas en el píxel (i). Pueden ser divididos en varios grupos, ellos son: a) Método que estima la fracción de fotones dispersos en el fotopico: Presupone que la mayor contribución de fotones dispersados ocurre en una ventana 10% menor al fotopico. De ésta manera se encuentra una relación entre el cociente del Nº de cuentas dentro de cada subventana mediante el uso de regresión lineal: R (i) =I 1 (i)/i 2 (i) y la fracción dispersada dentro de la ventana del fotopico es: Entonces, el modelo queda definido como: SF (i) =S (i)/u (i) SF(i)=AR(i) B +C Donde A, B y C son constantes que se estiman empleando el análisis de regresión no lineal. La imagen libre de fotones dispersados se puede estimar como: U (i) =I (i)-i (i) (SF (i)/(1+sf (i))) b) Método de las proporciones en dos ventanas de energía en el fotopico: Asume que tanto el cociente del Nº de fotones no dispersados en las dos ventanas simétricas (k 1 ) así, como el cociente del Nº de fotones dispersados (k 2 ), es constante, es decir: K 1 = U 1 (i)/u 2 (i) y K 2 = S 1 (i)/s 2 (i) Las imágenes adquiridas en dos subventanas de energía menor (I 1 ) y mayor (I 2 ) respectivamente son: I 1= U 1 (i) + SF 1 (i) y I 2= U 2 (i)+ SF 2 (i)

33 33 Entonces, la imagen libre de fotones dispersos es: U (i) = U 1 (i)+ U 2 (i)=((1+ k 1 ) /(1+ k 2 )) (k 2 I 2 (i) - I 2 (i)) Donde k 1 y k 2 son calibrados con actos experimentales. c) Método de dos ventanas de energía: En éste método una segunda ventana de energía situada por debajo del fotopico es usada para registrar una proyección que consista solo en fotones dispersos. Ésta proyección es multiplicada por un factor k que representa la fracción de fotones dispersos en la ventana, y luego es sustraída de la ventana primaria para producir la corrección del scatter. El valor de k varía dependiendo del radiofármaco, de la región del cuerpo, de la energía y de otros factores. El uso de una fracción de scatter constante en la ventana para todos los píxeles asume una relación lineal entre el Nº de cuentas en la ventana de fotones dispersados y el Nº de fotones dispersados en la ventan primaria. Una vez que los datos fueron adquiridos y las imágenes transversas reconstruidas, la corrección del scatter es aplicada como: U (i)=u 1 (x, y) k U 2 (i)(x, y) d) Método de dos ventanas de energía en el fotopico: Parte del hecho de que entre el 75% y el 80% de los fotones dispersados que se detectan en una ventana energética simétrica estarán localizados en su mitad inferior. La ventana, 20% del fotopico se subdivide en dos subventanas adyacentes I 1 e I 2. La fórmula que estima la imagen libre de fotones es: U (i) = (I 1 (i) + I 2 (i)) (I 1 (i) - I 2 (i)) e) Método de tres ventanas de energía: En éste método el scatter en un píxel (i) es estimado como el área 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 fórmula que determina de proporción de scatter es: SF (i)= ((n 1 + n 2 )/2)*p/w Donde n 1 es el número de cuentes en la ventana 1, n 2 es el número de cuentes en la ventana 2, p es el ancho del fotopico y w es el ancho de cualquiera de las dos ventanas (ambas simétricas).

34 34 Espectro de energía del Ga 67 con TWE para la estimación del scatter para fotones de 185 Kev. Ventanas de Energía usadas para Corregir los Fotones Dispersos f) Método de Compensación de la Dispersión para adquisiciones de doble isótopo: Este método es utilizado tanto para estudios de doble isótopo como cuando se utilizan fuentes externas de radiación para la corrección de atenuación. En ambos casos se observa que en las ventanas energéticas predeterminadas para cada radioisótopo se encuentra una proporción no despreciable de fotones correspondientes al otro elemento.

35 35 Un ejemplo de este método de corrección es el utilizado para la técnica de doble isótopo Tc 99m _MIBI+ Tl 201, en el cual: I. El Nº total de cuentas detectadas de fotones en la ventana de energía del Tl 201 (64-86Kev), llamadas V (Tl 201 ) es la suma de: i.del N de cuentas de fotones de Tl 201, llamadas (Tl 201 ), ii.la multiplicación del nº de cuentas dispersadas de Tc 99m y el nº cuentas de los fotones de Pb_Rx que se producen por la excitación de fotones del Tc 99m. Luego, se asume que la contaminación causada por (2) en la ventana del Tl 201 es proporcional al nº de cuentas de fotones de Tc 99m multiplicado por un factor de corrección (F Tl 201 ) entonces, la ecuación queda descripta como: V (Tl 201 ) = Tl (F Tl 201 * Tc 99m ) II. De manera idéntica, el nº total de cuentas de fotones medidas en la ventana energética del Tc 99m, llamada V (Tc 99m ) ( Kev) es la suma de: i. El N de cuentas de fotones del Tc 99m, ii. La multiplicación del nº de cuentas registradas de fotones de Tl 201 dispersos entre 112 y 168 Kev y el nº de cuentas registradas de fotones de Tl 201 no dispersos de entre 112 y 168 Kev. Asumiendo que la contaminación causada por (2) en la ventana del Tc 99m es proporcional al nº de cuentas de fotones de Tl 201 multiplicado por un factor de corrección (F Tc 99m ) entonces, la ecuación queda descripta como: V (Tc 99m ) = + (F Tc 99m * Tl 201 )

36 36 Por medio de estas formulas podemos obtener una ecuación para la corrección de los fotones dispersos para las ventanas de ambos isótopos, siendo estas: C (Tl 201 ) = V (Tl 201 ) (F Tl 201 * V (Tc 99m )) / 1- (F Tl 201 * F Tc 99m ) Para la corrección de fotones de Tc 99m en la ventana del Tl 201 y, C (Tc 99m ) = V (Tc 99m ) (F Tc 99m * V (Tc 99m )) / 1- (F Tl 201 * F Tc 99m ) Para la corrección de fotones de Tl 201 en la ventana del Tc 99m. Los factores de corrección son determinados en un estudio por separado para cada uno de los isótopos. El factor de corrección del Tl 201 se calcula mediante la detección de la radiación solo de la fuente de Tc 99m y midiendo tanto en la ventana del Tl 201 como en la del Tc 99m para luego estimarlo como la relación: F Tl 201 = Nº de cuentas en la ventana del Tl 201 / nº de cuentas en la ventana del Tc 99m De la misma forma el factor de corrección del Tc 99m se obtiene midiendo el N de cuentas en la ventan del Tl 201 y el N de cuentas en la ventana del Tc 99m usando la fuente de Tl 201, pero a diferencia del cálculo anterior es factor se obtiene mediante el gráfico de las cuentas en la ventana del Tc 99m (en el eje y ) vs. el N de cuentas en la ventana del Tl 201 ( en el eje x ). Siendo el valor del factor el lugar donde la recta corta al eje x. 5.2 Métodos de Corrección de Atenuación: Los métodos mas precisos de CA para la Tomografía Computada por Emisión (ECT) requieren la delineación exacta del contorno del cuerpo y necesitan el conocimiento de la estructura anatómica interna. Dos clases de métodos se han utilizado para calcular el mapa de atenuación (MA): técnicas que no usan imágenes obtenidas por transmisión y las técnicas de corrección de atenuación basadas en la imagen de transmisión. Mientras que la primera clase de métodos es apropiada para estudios de cerebro o abdomen, la segunda clase de métodos son más adecuados en aplicaciones clínicas, donde la distribución de los coeficientes de atenuación no se sabe previa al estudio, para las áreas de atenuación inhomogeneas tal como el pecho. La CA vence este problema y utiliza diferentes enfoques para determinar este MA. La combinación de datos adquiridos por diferentes métodos sufre de los problemas usuales de trabajar con imágenes multimodales: la coregistración exacta de los coeficientes de atenuación para las diferentes modalidades. Una simplificación dramática se podría hacer si el MA se pudiera obtener directamente de las proyecciones de emisión, sin el uso de una imagen de transmisión. Los métodos confiables de CA para la ECT requieren la determinación de un MA, que representa la distribución espacial de los coeficientes de atenuación lineales para la región del cuerpo de los pacientes que se incluye en el estudio (la proyección de imagen del radiofármaco). Después de que se genere el MA, puede entonces ser incorporado en el algoritmo de reconstrucción de la distribución del radiofármaco para corregir los datos de la emisión de los errores contribuidos por la atenuación del fotón (radiación dispersa o atenuación). El proceso de corrección de atenuación puede ser:

37 37 i. aplicado antes de la reconstrucción, realizando el promedio geométrico de las proyecciones opuestas, ii. después de la reconstrucción, por medio del algoritmo de Chang, o iii. integrado dentro de la matriz de transición de un algoritmo iterativo de reconstrucción. El MA contiene la información sobre la distribución de los coeficientes de atenuación lineales y delinea exactamente los contornos de estructuras en el cuerpo. El algoritmo iterativo de reconstrucción utiliza esta información para calcular la atenuación de cada región para cada pixel a lo largo del rayo entre los puntos de la emisión y de la detección, antes de que los valores que resultan se sumen para estimar por retroproyección los valores de cada pixel. El acercamiento más utilizado para poner los modelos de atenuación y de dispersión en ejecución dentro de un algoritmo iterativo de reconstrucción incorpora estos efectos en la proyección original y en los pasos de la retroproyección. La eficacia de cómputo puede ser mejorada incluyendo la dispersión en el paso de la proyección. En este caso, la matriz de transición es considerablemente más grande que lo necesario si incluyera solamente a la atenuación y los factores geométricos, el cómputo es por lo tanto lento porque la dispersión esencialmente se recalcula y se agrega en cada iteración. El proceso de comparación se utiliza para generar un término de la corrección que se utilice para actualizar la estimación de las concentraciones del radiofármacos en la imagen. Este procedimiento iterativo mejora la exactitud de las imágenes estimadas modelando la atenuación del fotón que está presente en los datos medidos de la proyección. Si un MA de un paciente especifico registrado está disponible, la CA no uniforme se puede poner en ejecución fácilmente en el proceso de reconstrucción de la imagen. Los métodos para generar el MA se pueden describir generalmente dentro de 2 clases principales. La primera clase incluye los métodos que no utilizan métodos de corrección basados en imágenes de transmisión en el cálculo de la distribución uniforme de los coeficientes de atenuación. La segunda clase incluye los métodos de corrección basados en la adquisición de la transmisión incluyendo una fuente externa de un radiofármaco, un CT, o imágenes de resonancia magnética (MRI) divididas en segmentos. Estos métodos varían en complejidad, exactitud, y tiempo de cómputo requerido. Hasta la fecha, las técnicas más exactas de CA se basan en los datos medidos de la transmisión adquiridos antes (preinyección), durante (simultáneo), o después (postinjección) de la adquisición de la imagen de emisión.

38 38 Diferencia entre imágenes con CA y sin CA Métodos de Corrección para la Atenuación Uniforme: Los algoritmos en esta clase de métodos asumen un contorno del cuerpo conocido en el cual la distribución de los coeficientes de atenuación se asigna (uniforme) para obtener el MA directamente de los datos de emisión medidos. Estos métodos de cálculo en los cuales se asume que la atenuación es uniforme son útiles en la imagen de cerebro y las áreas abdominales donde el componente de los tejidos blandos es dominante, en comparación con regiones tales como el tórax, que es más heterogéneo y donde estos métodos no son tan útiles. En estas regiones, si el contorno del cuerpo se puede determinar de los datos de la emisión, se puede asignar un valor uniforme del coeficiente de atenuación correspondiente al del agua o del tejido blando a la región delimitada para generar el MA correspondiente. El contorno del cuerpo se puede determinar manualmente o con métodos automáticos de detección de bordes. Delineación Manual del Contorno: El método manual más 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 atenuación uniforme entonces se asigna dentro del contorno para generar el MA.

39 39 µ = µ 1 Cara Lateral Cara Antero Posterior Corte Transversal Con el desarrollo de la tecnología en los años próximos surgieron nuevos programas que posibilitaron la delineación 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 comparación con la técnica anteriormente mencionada ya que el cuerpo deja de tener una forma cilíndrica para tener la forma real y de esta manera la atenuación no es subvalorada. Ambos métodos tienen dos propiedades que resultan atractivas: rapidez y facilidad de uso, pero a la vez no son técnicas que corrijan de manera exacta sino que, subestiman la atenuación debido a que el cuerpo no tiene una forma cilíndrica en toda su extensión sino que, varía en los distintos cortes y que no esta compuesto de un solo tipo de tejido. Debido a estos factores estos métodos son solo utilizables en cerebro y abdomen ya que poseen una distribución más o menos uniforme de la atenuación por estar compuestos principalmente por tejidos blandos de similares coeficientes de atenuación. Métodos Automáticos de Detección de Borde: Una variación de CA por delineación manual del contorno es una técnica automática que encuentra el borde del objeto en el espacio de la proyección usando un algoritmo detector de bordes. Esto permite que el MA forme cualquier forma convexa, con la ventaja que la detección del borde reduce la tarea del operador. Además, las regiones del pulmón se pueden delinear a veces de los datos de la emisión, en este caso un mapa más exacto de la atenuación