ESCUELA SUPERIOR POLITCNICA DE CHIMBORAZO

FACULTAD DE CIENCIAS

ESCUELA DE FSICA Y MATEMTICA

LA GAMMAGRAFA COMO TCNICA DE DIAGNSTICO EN MEDICINA NUCLEAR

TESIS DE GRADO

Previa la obtencin del ttulo de

BIOFSICA

Presentado por:

TERESA ANGLICA ALTAMIRANO NOVILLO.

RIOBAMBA ECUADOR

2006

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AGRADECIMIENTO

Al personal del Servicio de Medicina Nuclear del Hospital

Carlos Andrade Marn, Quito, en la persona del Doctor.

Eduardo Rubio, por su constante ayuda y colaboracin, la

cual facilit este trabajo de investigacin.

De la misma forma a la Doctora. Jenny Orbe O., Directora

de Tesis y a los Doctores: Celso Recalde y Richard

Pachacama, miembros.

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DEDICATORIA

El presente trabajo se lo dedico, a mis padres, hermanos, abuelitos,

tos, a mi esposo Jorge y a mi linda hija Sarah.

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NOMBRE FIRMA FECHA

Dr. Ivn Ramos. DECANO DE LA FACULTAD DE CIENCIAS ________________ ___________

Dr. Carlos Donoso. DIRECTOR DE LA ESCUELA DE FSICA Y MATEMTICA ________________ ___________

Dra. Jenny Orbe. DIRECTORA DE TESIS ________________ ___________

Dr. Celso Recalde. MIEMBRO DEL TRIBUNAL ________________ ___________

Dr. Richard Pachacama. MIEMBRO DEL TRIBUNAL ________________ ___________

Ing. Eduardo Tenelanda. DIRECTOR DEL CENTRO DE DOCUMENTACIN ________________ ___________

NOTA DE LA TESIS ESCRITA ________________

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Yo, Teresa Anglica Altamirano Novillo, soy

responsable de las ideas, doctrinas y

resultados expuestos en esta Tesis; y, el

patrimonio intelectual de la Tesis de Grado

pertenece a la ESCUELA SUPERIOR

POLITECNICA DE CHIMBORAZO.

____________________

Nombre y firma del autor

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NDICE DE ABREVIATURAS

BGO Germanato de Bismuto

Ca. Cncer

CFOV Campo central de visn

COR Centro de rotacin

CPU Unidad central de proceso

CT Cortes transversales

DEXA Doble haz de rayos X

DMSA cido dimercapto-succnico

DO Densitometra sea

DPA Doble haz de rayos gamma

ECD Etil-cisteinato-dmero

ECG Electrocardiograma

GM Geiger Muller

GSO Orto silicato de gadolinio

HCAM Hospital Carlos Andrade Marn

HMDP Hidroxi-metil-difosfonato

HMPAO Hexametil-propilenoamina-oxima

IR ndice de resolucin

Kcps Kilo cuentas por segundo

KeV Kilo electron volts

LOR Lnea de respuesta

LSO Orto silicato de lutecio

MAA Macroagregados de albmina

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MBq

Mega bequerelios

MDP Metilen-difosfonato

MHR Registro de mltiples cabezas

MIBI 6-metoxi-isobutil-isonitrilo

MN Medicina Nuclear

MSA Microesferas de albmina

N Nmero msico

NaI(Tl) Yoduro de sodio,talio

NCO rbita no circular

PET Positron emission tomography

PET-C Emisin de positrones por coincidencia

PTH Hormona paratiroidea

RAM Memoria de acceso aleatorio

RC Resolucin del colimador

RI Resolucin intrnseca

rpm Revoluciones por minuto

RT Resolucin total

SPECT Single photon emission computed tomography

T1/2 Vida media o periodo de semidesintegracin

TAC Tomografa axial computarizada

TFM Tubos fotomultiplicadores

uCi Microcuries

UFOV Campo til de visin

Z Nmero atmico

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NDICE GENERAL

ndice de abreviaturas.......6 ndice general..8 Introduccin...11 Captulo I: Medicina Nuclear 1.1. Presentacin.14 1.2. Principios fsicos bsicos de la Medicina Nuclear..18 1.2.1. Radiacin y radioactividad..18 1.2.2. Radiacin alfa...19 1.2.3. Radiacin beta..20 1.2.4. Radiacin gamma20 1.2.5. Obtencin de radioistopos radioactivos.22 1.2.6. Vida media de un radionclido...25 1.3. Deteccin de radioistopos26 1.3.1. Cmaras de ionizacin26 1.3.2. Tubo de Geiger Muller.28 1.3.3. Detector de centelleo...30 1.3.4. Contador de pozo.32 1.3.5. Espectrometra gamma...33 Captulo II: Principales equipos empleados en medicina Nuclear 2.1. Presentacin..37 2.2. Gammacmaras38 2.2.1. Descripcin de los elementos de una gammacmara....39 2.2.2. Funcionamiento de la gammacmara47 2.2.3. Parmetros de calidad de la gammacmara49 2.2.4. Formacin de la imagen..51 2.2.5. Descripcin de la gammacmara del Hospital Carlos Andrade Marn Quito53 2.3. Equipos de emisin de positrones por coincidencia..59 2.4. Tomgrafo de emisin de positrones (PET dedicado)..62 2.4.1. Rendimiento de los equipos PET-C comparados con PET dedicado.68

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2.5. Equipos de densitometra sea..70 Captulo III: Radiofrmacos utilizados en Medicina Nuclear 3.1. Presentacin..73 3.2. Radiofrmacos..74 3.2.1. Clasificacin de los radiofrmacos.76 3.3. Generador de Tecnecio (99mTc)..77 3.3.1. Caractersticas fsicas del generador.78

3.3.2. Procedimiento para la obtencin del eluato en generador de

columna seca.80

3.3.3. Control de calidad del eluato...82

3.3.4. Cuidados con el eluato.83

Captulo IV: Estudios realizados con la gammacmara

4.1. Presentacin..85

4.2. Estudios que se realizan el Medicina Nuclear.87

4.2.1. Gammagrafa tiroidea..88

4.2.2. SPECT cerebral89

4.2.3. SPECT cardaco90

4.2.4. Gammagrafa renal...91

4.2.5. Gammagrafa pulmonar...92

4.2.6. Gammagrafa sea...93

Captulo V: Gammagrafas seas

5.1. Presentacin..96

5.2. Definicin de gammagrafa sea98

5.2.1. Casos indicados para una gammagrafa sea.99

5.2.2. Dosis y administracin del radiofrmaco100

- 10 -

5.2.3. Interpretacin de las imgenes seas.101

5.3. Algunas imgenes gammagrficas seas captadas en el Servicio

de Medicina Nuclear del HCAM102

Captulo VI: Anlisis estadstico descriptivo e inferencial

6.1. Presentacin107

6.2. Tabla de datos.108

6.3. Anlisis descriptivo.111

6.4. Prueba de hiptesis116

Discusin de resultados....117

Conclusiones y Recomendaciones.120

Resumen.123

Summary.124

Bibliografa..125

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INTRODUCCIN

La Medicina Nuclear es una especialidad mdica que utiliza sustancias

radiactivas o radiofrmacos, combinadas con tcnicas de imagen que permiten

diagnosticar y tratar lesiones, como las deportivas, o enfermedades, como las

cardiacas, el cncer o la enfermedad de Alzheimer.

Cuando se usan las tcnicas nucleares para establecer un diagnstico, se

pueden visualizar funciones corporales en el momento en que stas se

producen. Cuando se aplican como tratamiento, lo que es menos comn, se

utilizan dosis de radiacin bastante mayores para destruir tejidos enfermos. Dichas tcnicas nucleares se conocen como gammagrafas, estos estudios son

exploraciones no invasivas, seguras y de baja morbilidad que se vienen realizando con el propsito de explorar rganos y sistemas, aportando al

avance de la Medicina Nuclear en el diagnstico de enfermedades, en su

control evolutivo, y postratamiento.

Gracias al avance de la medicina, la tecnologa y la fsica, hoy en da estos

estudios son ms demostrativos y aportan a un buen diagnstico morfolgico-

funcional; sin embargo quedan muchos aspectos por explicar y conocer.

Es por esta razn y siendo tan importantes estos estudios que el presente

trabajo de investigacin tiene por objetivo general estudiar las imgenes gammagrficas seas de los pacientes con cncer que acuden al Servicio de

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Medicina Nuclear del Hospital Carlos Andrade Marn Quito.

Y por objetivos especficos: 1. Describir la gammacmara y su funcionamiento como la principal tcnica de

diagnstico en medicina Nuclear.

2. Interpretar las imgenes seas de los estudios gammagrficos tomados

durante el periodo febrero 2005-febrero 2006.

3. Realizar un anlisis estadstico de las imgenes de la actividad metablica

sea.

En el captulo I se da ha conocer lo que es la Medicina Nuclear y sus

principales aplicaciones; mientras que en el captulo II se explica acerca de la

gammacmara y su funcionamiento como la principal tcnica de diagnstico.

Luego en el captulo III se revisa que son los radiofrmacos y como se los usa

dentro del campo de la Medicina Nuclear, y a continuacin en el captulo IV

conocemos cuales son los principales estudios de diagnstico que se realizan,

continuando en el captulo V se habla de las gammagrafas seas y adems de

su interpretacin.

El captulo VI corresponde al anlisis estadstico descriptivo de las imgenes

de la actividad metablica sea, obtenidas de los archivos del Servicio de

Medicina Nuclear del HCAM.

Finalmente se da a conocer los resultados obtenidos, conclusiones y prueba

de hiptesis.

- 13 -

CAPTULO I

MEDICINA NUCLEAR

- 14 -

1.1. PRESENTACIN

Medicina Nuclear (MN), es una especialidad de diagnstico por imgenes de tipo funcional-molecular, y en menor grado teraputica, que emplea para tales

fines, diferentes tipos de radioistopos, en forma de fuentes abiertas, a

diferencia de la Radiologa (Imagenologa de predominio morfolgico) y la Radioterapia externa que usan fuentes cerradas. (1).

El uso mdico de las sustancias radioactivas se remonta a casos espordicos

en seres humanos antes de los aos 1930. La era de la Medicina Nuclear como

tal, se remonta a la dcada del 40 al 50, siendo empleado entre los primeros

istopos, el Iodo radioactivo, en el tratamiento de pacientes con enfermedades

tiroideas, habindose alcanzado el mayor crecimiento, posterior a la dcada del

70, con la aparicin de gammacmaras planares (imgenes slo en 2D), las cuales hacia principio de los 80 estaban conectadas a rudimentarios

computadores. (7).

La segunda mitad de la dcada de los 80 dio paso a la aplicacin de estudios

con gammacmaras tomogrficas, SPECT (single photon emission computed tomography), con posibilidad de reconstruccin de los estudios en imgenes 2D y 3D, conectadas a computadores con sofwares mas verstiles, abriendo

todo un espectro nuevo aplicaciones, especialmente en estudios a nivel del

Sistema Nervioso Central, Miocardio y de la Columna vertebral, mejorando significativamente el rendimiento de los exmenes.

- 15 -

La dcada de los 90 marca otro hito de la Medicina Nuclear, con la realizacin

de estudios de Positrones PET (positron emission tomography), y de SPECT con Coincidencia (C-PET), desarrollndose toda una nueva gama de estudios, a nivel metablico y molecular, constituyendo sin duda, una verdadera

revolucin en el mbito diagnstico por imgenes.

El siglo XXl, inicia otro aspecto importante en la Medicina Nuclear,

esencialmente funcional-molecular, por la aparicin de equipos SPECT y

especialmente PET, a los cuales se les incluye un Scanner, teniendo as la

posibilidad de que a los estudios funcionales, se complementen con el

componente anatmico, para una mejor correlacin y posibilidad diagnstica.

La resolucin espacial llega a niveles insospechados anteriormente con rangos

menores a 1 cm para los equipos SPECT y de 0,5 cm para los equipos PET.

Se mejora con esta complementariedad de tcnicas, especialmente la especificidad diagnostica, sin invadir el campo de la Radiologa, ya que para el

Medico de Medicina Nuclear, constituye un apoyo anatmico para localizar

alteraciones visualizadas en los estudios de PET, no realizando diagnstico en

este campo.

Las tcnicas de medicina nuclear ms comunes se centran en dos grandes

reas mdicas: diagnstico y teraputico

Diagnstico.- Las tcnicas de diagnstico se basan en los radiofrmacos o

trazadores, que son sustancias que, introducidas en el organismo, permiten su

seguimiento desde el exterior. El trazador se fija en un tejido, rgano o sistema

- 16 -

determinado.

Mediante la utilizacin de una gammacmara se obtienen imgenes de dicho

rgano, que no son nicamente morfolgicas, sino funcionales y morfo-

funcionales.

Los trazadores reciben este nombre porque se administran en dosis muy

pequeas, que no tiene ninguna accin frmaco-teraputica, ni efectos

secundarios, ni reacciones adversas graves.

En la actualidad estn disponibles cerca de 100 radiofrmacos, que permiten el

diagnstico precoz en patologa sea, cardiologa y oncologa, as como en

infecciones y nefrologa.

Teraputico.- Desde el punto de vista teraputico, la medicina nuclear tiene sus

principales aplicaciones en el cncer de tiroides, el hipertiroidismo y el

tratamiento del dolor seo.

Actualmente se hallan en fase de investigacin radiofrmacos para tratar ms

de 35 enfermedades.

La Medicina Nuclear tiene varias caractersticas:

No es invasiva.- A diferencia de otras tcnicas de diagnstico que exigen

ciruga o introduccin de aparatos en el cuerpo, la MN no es invasiva, ya

que en la mayora de los casos basta con una inyeccin endovenosa. El

trazador viaja a travs de la sangre y se localiza en el rgano a estudiar.

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Es funcional.- A diferencia de las llamadas tcnicas estructurales

(escner, resonancia magntica, ecografa), las tcnicas de MN no estudian la morfologa del organismo, sino su funcionalismo.

Su campo de aplicacin abarca la prctica totalidad del organismo.

El nivel de irradiacin.- tanto para el paciente como para el personal, es

similar o inferior al de otras tcnicas radiolgicas.

Costo.- para analizar el costo de las tcnicas en la Medicina Nuclear, de

forma comparativa con otras tcnicas de diagnstico, se debe considerar

no el costo unitario de cada exploracin, sino el costo total del proceso

de diagnstico. Aunque el costo de un procedimiento de MN sea

elevado, las ventajas derivadas de la precisin y fiabilidad del diagnstico sobrepasan ampliamente al valor, al hacer innecesarias

otras tcnicas de diagnstico.

La Medicina Nuclear puede detectar anormalidades ms pequeas que

las que otras tcnicas pueden observar, por lo que suponen un ahorro

en procesos de diagnstico adicionales.

Hoy en da la Medicina Nuclear constituye una herramienta de diagnstico, de

sustancial utilidad prcticamente en todas las especialidades mdicas, siendo

materia de estudio imprescindible y parte del currculo de formacin de

diferentes especialidades como la Cardiologa, Oncologa, Radiologa,

Neurociruga, Pediatra, Ciruga, Endocrinologa, Reumatologa, Medicina

Interna, Traumatologa y Psiquiatra, entre otras.

- 18 -

1.2. PRINCIPIOS FSICOS BSICOS DE LA MEDICINA NUCLEAR

1.2.1. Radiacin y Radioactividad

Los primeros estudios efectuados con sustancias radiactivas revelaron que las

mismas emitan tres tipos de radiaciones diferentes. Progresivos

descubrimientos vinculados con la radioactividad revelaron que la presencia del

neutrn est directamente relacionada con la estabilidad nuclear, de manera tal

que cuando la relacin Z/N es igual o prxima a 1, el ncleo es estable; Z=

nmero atmico de X elemento, e indica tambin el nmero de electrones de

un tomo neutro, y N = Nmero msico de un elemento X.

Esta relacin se cumple casi estrictamente en los ncleos livianos, mientras

que a medida que aumenta Z la lnea de estabilidad va alejndose de la relacin terica, hasta tal punto que a partir de Z = 83 ya no hay ncleos

estables; es decir, que de all en adelante todos son radiactivos. En suma, la

estabilidad o inestabilidad del ncleo que sea est determinada por su mayor o

menor proximidad a la lnea de estabilidad y, en definitiva, es funcin de la

relacin protones-neutrones.

Cuanto ms alejado de la lnea de estabilidad est un nucleido, tanto ms inestable ser. Dicha inestabilidad se manifestar por una mayor energa de las

partculas emitidas y por un perodo de semidesintegracin menor. A la inversa,

cuanto ms cerca de la lnea de inestabilidad se encuentre, tanto mayor ser

- 19 -

su estabilidad, tanto menor la energa de las partculas emitidas y tanto ms

largo el perodo de semidesintegracin.

La inestabilidad del ncleo se pone de manifiesto por la emisin de partculas y

esta emisin lo hace tender hacia la estabilidad, a travs de una o ms

transformaciones sucesivas. Si tenemos cierto nmero N0 de tomos

radiactivos en el instante t = 0, al cabo de cierto tiempo, en el instante t1,

tendremos el nmero de tomos Nt menor que el anterior, pues algunos de

ellos se habrn transformado en otros, por emisin de partculas.

1.2.2. Radiacin alfa ()

Es una partcula nuclear de carga positiva, y que est formada por dos

protones unidos a dos neutrones. Las partculas alfa se emiten

espontneamente en algunos tipos de desintegracin radiactiva. Corresponden

a tomos de He totalmente ionizados. Es decir, las partculas alfa son ncleos

de helio. La mayor parte de los emisores naturales de partculas alfa la

conforman los istopos del curio; se entiende por istopo un elemento con

mismo nmero atmico y diferente nmero msico. En menor cantidad este

tipo radiacin es emitida por el radn 222, y por un elemento creado artificial

mente llamado californio.

- 20 -

1.2.3. Radiacin beta ()

Para propsitos teraputicos en Medicina Nuclear se emplean radionclidos

emisores de energa beta, que es emisin de electrones las cuales dada su

condicin de tales (presentan masa y carga elctrica), interactan rpidamente con la materia y son capaces de producir alteraciones a nivel molecular y

celular. Dependiendo de su energa, son capaces de penetrar slo algunos

pocos milmetros en tejidos blandos o agua, por lo que no es posible obtener imgenes externas de su distribucin corporal.

Las partculas beta son de alto poder energtico ocasionando una mayor dosis

de radiacin a nivel local. Esta posibilidad es usada con fines teraputicos de

radioterapia por va sistmica o local, ya que al igual que los radionucleidos

emisores gamma, pueden emplearse por si solos, o unirse con una molcula

para actuar en un rgano definido. El principal emisor de estas partculas es el

promecio y en menor cantidad pero no menos importante el neptunio.

1.2.4. Radiacin gamma ()

Radiacin electromagntica, haz de fotones de alta energa. No tienen carga

elctrica y su masa es de aproximadamente cero. Es la radiacin de mayor

energa.

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Los emisores naturales de radiacin gamma son, entre los ms importantes:

polonio, radio, torio, actinio, radn, uranio, y un elemento que fue el primero en

ser creado artificialmente, el tecnecio; el cual es el istopo ms usado en

Medicina Nuclear, el Tecnecio 99 metaestable (Tc-99m), tiene una vida media de 6.02 h y es emisor de energa gamma de 140 Kev.

Para que un radionclido sea utilizado en Medicina Nuclear, se requiere que

trace una va fisiolgica, o sea constituyente molecular esencial.

Por ejemplo el uso de Iodo radioactivo, que puede administrarse va oral e incorporarse a nivel Tiroideo, para la sntesis hormonal.

Tambin es posible que ste sea ligado a una molcula que siga una va

metablica definida (Radiofrmaco). Es el caso del MDP (metilendifosfonato) que unido a Tc-99m, se incorpora en el metabolismo seo.

Las emisiones gamma por su condicin de corresponder a fotones (emisiones sin carga elctrica ni masa en la practica) y no de partculas (emisiones con carga elctrica y masa), interactan con menor probabilidad con la materia, por lo que permite puedan ser detectados fuera del paciente, por medio de una

Gammacmara.

Las concentraciones de los radionucleidos empleados en Medicina Nuclear son

muy bajas (hasta 30 mCi), por lo cual no son capaces de producir reacciones txicas o alrgicas, an en pacientes con antecedentes de alergia.

- 22 -

1.2.5. Obtencin de istopos radioactivos

La obtencin de istopos radioactivos en Medicina Nuclear, y que se utilizarn

finalmente, para la preparacin del radiofrmaco se lleva a cabo por distintas

tcnicas. Los radionclidos de perodo ms corto son obtenidos de generador o

de ciclotrn, por lo general. Los de periodo menos breve proceden de reactor

de fisin nuclear o de ciclotrn.

1.2.5.1. Generador

De forma esquemtica, un generador es una estructura que contiene en su

interior una cantidad determinada de un nclido precursor o padre

(procedente de reactor o ciclotrn) que se desintegra para dar lugar a la aparicin de un nclido hijo, de periodo ms corto (normalmente pocas horas), y que es el de utilidad para fines diagnsticos. (5).

El elemento hijo se obtiene por la extraccin lquido-lquido, destilacin o difusin gaseosa, segn sean sus propiedades fsico-qumicas. Lo ms habitual

es hacer pasar un eluyente a travs de la columna que contiene al elemento

padre adsorbido en algn material inerte, extrayendo solamente el elemento

hijo en el llamado eluido.

Una caracterstica, indispensable en un generador, es la de poseer una

- 23 -

situacin en la que el perodo del padre sea mayor que el del hijo; de este modo, la actividad del segundo tiende a aproximarse a la del primero y, una vez

alcanzado ese equilibrio, la actividad del hijo decaer.

Mediante el generador, se suele obtener istopos radioactivos que son

utilizados directamente y de forma inmediata para el marcaje de frmacos. Este sistema permite la obtencin del radionclido en el propio Servicio de Medicina

Nuclear, su gran ventaja es la facilidad para tener este equipamiento, y obtener aqu el radioistopo, sin riesgo para el personal o los pacientes, obviando el

problema que supone la rpida desintegracin del elemento y ofreciendo, al

mismo tiempo, un costo fcilmente asumible.

En el Servicio de Medicina Nuclear del Hospital Carlos Andrade Marn se

cuenta con un generador el cual llega cada dos semanas, los tecnlogos son

los encargados de hacer la elucin para en lo posterior obtener un

radiofrmaco.

1.2.5.2. Ciclotrn

Es bsicamente un acelerador de partculas que impactan un istopo blanco

precursor, el cual es capaz de reaccionar al impacto de estas partculas y

producir emisores de Positrones. Existen ciclotrones de diversas capacidades

de aceleracin; uno de mediana energa es capaz de producir unos cincuenta

- 24 -

radionclidos distintos. (5).

Los radionclidos obtenidos en el ciclotrn suelen ser de alta actividad

especfica, a diferencia de los obtenidos en un reactor y, sobre todo, si el origen

de estos ltimos se encuentra en la activacin neutrnica.

A pesar de las grandes ventajas que supondra la instalacin de este dispositivo aun no est generalizado por su alto costo y adems requiere de

gran implementacin fsica y de personal calificado.

1.2.5.3. Reactor de Fisin Nuclear

Este equipamiento fsico es de gran envergadura, similar a un edificio de varios

pisos, se compone, muy esquemticamente, de tres elementos: un combustible

formado por mltiples barras de material inerte intercaladas con las de

combustible y un bloque que contiene a los anteriores. En el es posible obtener

al igual radioistopos, como Tc-99m. (5).

Durante la reaccin de fisin, el ncleo de un elemento qumico de masa

atmica elevada, como el 235U, se rompe y da lugar a la aparicin de otros

ncleos menos pesados, al tiempo que libera neutrones y, secundariamente,

calor. Este calor es la energa que se utiliza, finalmente, en este tipo de

instalaciones, aprovechndolo para la obtencin de electricidad.

- 25 -

Parte de estos neutrones pueden ser captados dentro del ncleo de otro

elemento utilizado como diana, originando nuevos radionclidos y emitiendo

radiacin gamma. Igualmente pueden aparecer elementos nuevos que sean

producto directamente de la desintegracin del elemento combustible, es as

como se generan los radioistopos, para su posterior distribucin a diferentes

Servicios de Medicina Nuclear.

1.2.6. Vida media de un radionclido

La vida media de un radionclido, es el tiempo requerido, para que el nmero

total de tomos radioactivos de un determinado elemento, disminuya a la mitad.

Esta es una caracterstica diferencial para cada uno de los elementos, el

tiempo de vida media puede ir desde menos de un segundo hasta cientos de

aos.

En Medicina Nuclear en general los radionclidos utilizados tienen una vida

media corta de slo horas o algunos das y son de baja energa relativa, lo que da seguridad en su uso, al ser baja la radiacin absorbida en el paciente, la que en general no es significativamente superior a las dosis de radiacin en un

examen habitual de la Radiologa y en algunos casos significativamente

inferior.

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1.3. DETECCIN DE RADIOISTOPOS

La materia, al ser atravesada por las partculas ocurre una serie de fenmenos

de ionizacin cuya magnitud es proporcional al nmero y a la energa de las

partculas incidentes. Los equipos de medicin se basan esencialmente en ste

fenmeno.

El dispositivo simple para la deteccin de radiaciones ionizantes es la pelcula

fotogrfica, cuyo ennegrecimiento es proporcional a la radiacin absorbida. El

resultado no es muy exacto, pero da una idea aproximada del fenmeno, y la

visualizacin slo es posible despus de haberse revelado la pelcula.

Vale decir que estos dispositivos informan de la energa total acumulada y,

aunque obviamente no sirven para el seguimiento de un proceso dinmico, son

sumamente tiles, por ser, para el control de las dosis de radiacin recibidas

por personas que trabajan con material radiactivo o con campos de radiacin.

1.3.1. Cmaras de ionizacin

Fig.1.3.1. esquema de una cmara de ionizacin

- 27 -

Estas cmaras generalmente en su interior contienen gas e incluso aire a

presin y temperatura ambiente; dicho gas est encerrado en un recipiente de

paredes tan delgadas como sea posible para no interferir con la radiacin que

llega.

Debido a la baja densidad del gas (comparado con un slido), las cmaras de ionizacin tienen baja eficiencia para detectar rayos X o gamma (tpicamente del orden de 1%) pero detectan prcticamente todas las alfas o betas que logran traspasar las paredes del recipiente.

El dispositivo ilustrado (fig. 1.3.1) consta de un filamento central (nodo) y una pared envolvente (ctodo). Entre el nodo y el ctodo se establece por medio de una batera una diferencia de potencial perceptible en un medidor de

corriente intercalado en el circuito.

Generalmente, el interior de la cmara cuando las partculas provenientes de

una fuente radiactiva interaccionan con el aire contenido en la cmara,

producen una serie de pares de iones que son atrados hacia el nodo (los electrones) y hacia el ctodo (el resto de la molcula).

Estos iones transportan cierta cantidad de corriente que circula por el circuito y

es revelada por el medidor intercalado. Dicha corriente ser proporcional al

nmero de pares de iones formados y, en consecuencia, a la actividad de la

fuente que se quiere medir.

La diferencia de potencial aplicada a una cmara de ionizacin debe ser la

adecuada para asegurar que todos los iones formados sean descargados en el

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nodo y en el ctodo (impidiendo su recombinacin), pero no excesivamente alta para que no provoque una aceleracin indebida de los iones formados y,

con ello, la produccin de ionizaciones secundarias. Dicha diferencia de

potencial vara segn los modelos, entre 50 y 200 V.

1.3.2. Tubo de Geiger Muller (GM)

fig.1.3.2. Clases de tubos Geiger Muller

Al igual que la cmara de ionizacin, consta de un filamento central, o nodo,

rodeado de una pared o ctodo (fig. 1.3.2); pero a diferencia de sta, contiene

gas a baja presin que, en general, es una mezcla de argn y alcohol.

- 29 -

La diferencia de potencial aplicada entre el nodo y el ctodo es superior a la

de la cmara de ionizacin y suele ser alrededor de 1000 V.

Cuando una partcula entra en el tubo Geiger Muller produce, al igual que en la

cmara de ionizacin, cierto nmero de pares de iones; pero en razn de la alta

diferencia de potencial existente, stos son acelerados hacia el nodo y hacia

el ctodo, produciendo gran nmero de iones secundarios que, a su vez,

reproducen el fenmeno, provocando una avalancha de iones que siguen igual

suerte.

Es as como se origina un pulso de corriente que es registrado en un contador

que puede ser un escalmetro (equipo contador que registra los eventos individualmente en forma digital, acumulndolos uno a uno) o un integrador (equipo que integra cierto nmero de cuentas y da la lectura directa de ese valor por medio de un instrumento de aguja).

Hay dos tipos de tubos Geiger Muller los llamados de inmersin (pared de vidrio) y los de ventana de mica. Ambos se usan principalmente para llevar la cuenta de partculas .

Las son prcticamente detenidas por la ventana del tubo, mientras que los

fotones son registrados tan solo en una proporcin del 1 a 2 % en relacin

con las partculas de igual energa, debido a la baja probabilidad de interaccin del fotn con los componentes del tubo.

- 30 -

1.3.3. Detector de centelleo

fig. 1.3.3. Esquema de un detector de centelleo fotomultiplicador

El contador de centelleo se basa en la ionizacin producida por partculas

cargadas, se emplean, fundamentalmente, para la deteccin de fotones

centelladores, que pueden ser sustancias slidas o lquidas, orgnicas o

inorgnicas.

Estas sustancias tienen la propiedad de emitir un pequeo destello que

interaccione dentro de ellas. El ms empleado es el cristal de yoduro de sodio,

al que se incorporan trazas de talio que producen deformacin en la red del

cristal y le permite emitir luz a temperatura ambiente.

Los cristales son de forma cilndrica y estn revestidos en toda su superficie,

menos en una de las bases, por una cubierta de aluminio que los protege de la

humedad, de la luz exterior y de los golpes. Dicha cubierta tiene un depsito de

- 31 -

xido de magnesio en la superficie en contacto con el cristal, a fin de reflejar al mximo los fenmenos luminosos.

La base no recubierta por el aluminio se sella con un disco plstico

transparente, al cual se apoya un fotomultiplicador que visualiza los fenmenos

que ocurren dentro del cristal.

El detector de centelleo fotomultiplicador (fig.1.3.3.) consta de una fotoclula

(fotoctodo) que transforma el destello luminoso en una pequea corriente de electrones.

A continuacin de la fotoclula hay una serie de dinodos con una diferencia de

potencial creciente. Los dinodos estn hechos de un material que, por

excitacin, cede fcilmente electrones; entonces, cada uno de los electrones

provenientes de la fotoclula y atrados hacia el primer dinodo, al chocar contra

l, arranca por lo menos dos electrones.

sta nueva corriente de electrones es atrada hacia el segundo dinodo, donde se reproduce el fenmeno anterior, y as sucesivamente hasta que a la salida

del fotomultiplicador se tiene cierto pulso de electrones que puede ser

registrado como una cuenta en un equipo contador.

Dicho pulso es proporcional a la energa del fotn incidente original, por lo que,

mediante el cristal de centelleo, podemos medir no solo el nmero de eventos,

sino tambin su energa.

La unidad cristal-fotomultiplicador se llama cabezal de centelleo o sonda y es

- 32 -

de gran aplicacin en la medicina nuclear, sobre todo para localizar la

distribucin de radioistopos en el cuerpo. Toda vez que se emplee como

detector, el cristal debe contar con un colimador adecuado.

1.3.4. Contador de pozo

fig. 1.3.4. Esquema de un contador tipo pozo

Consta de un cristal de centelleo de NaI (Tl) provisto de un orificio a lo largo del eje del cilindro que permite introducir "viales" con muestras radiactivas y medirlas en una geometra casi envolvente, con lo cual aumenta el rendimiento

de la medicin.

- 33 -

1.4. ESPECTROMETRA GAMMA

Con el dispositivo formado por el detector de centelleo acoplado a un

fotomultiplicador se obtienen unos impulsos elctricos cuya altura es

proporcional a la energa liberada por los fotones incidentes sobre el detector.

A pesar de la elevada ganancia que se obtiene con el fotomultiplicador, la

intensidad de los impulsos elctricos generados es muy pequea y de muy

corta duracin por lo que se requiere una amplificacin posterior, que consta de

un preamplificador y un amplificador.

Cuando se irradia el cristal de centelleo con una radiacin monoenergtica

como la que produce el Tc99m que es de 140 keV, con esta energa, en el cristal

se van a producir interacciones por efecto fotoelctrico y por efecto Compton.

La interaccin fotoelctrica se caracteriza por una absorcin total de la energa

del fotn en el medio, mientras que en la interaccin Compton se producen un

nuevo fotn de menor energa, es decir, que en la interaccin Compton la

energa cedida al medio es inferior y a menos que el nuevo fotn producido no

sea absorbido totalmente en el cristal, se obtendr a la salida de amplificador

un impulso de menor altura que en el caso de una interaccin fotoelctrica.

- 34 -

Fig.1.4. Espectrometra gamma

De una manera ideal, si para el caso considerado se representa el nmero de

impulsos obtenidos en funcin de la altura de los impulsos, se obtiene una

representacin conocida como espectro que tiene la forma de la Fig.1.4. (a), en

la que la lnea del fotopico (H140) se corresponde con la amplitud del impulso obtenido a las interacciones por efecto fotoelctrico y el resto para

interacciones tipo Compton.

Cuanto ms alto sea el pico, mayor fue el nmero de fotones Gamma que

produjeron efecto fotoelctrico, lo que equivale a decir que mayor es la cantidad de radionucleido trazador o marcador.

En el espectro real Fig.1.4. (b), puesto que existe una relacin lineal entre la

altura del impulso y la energa, en el eje de abscisas se indica el valor de la energa que se obtiene mediante una calibracin del detector y adems, se

puede observar que el fotopico presenta un ensanchamiento, causado por

varias razones: imperfecciones del acoplamiento entre el detector de centelleo

y fotomultiplicador, fluctuaciones estadsticas de la conversin de los fotones

- 35 -

gamma, ruido electrnico, etc.; que se traducen en una variacin en la altura de

los impulsos, para una misma energa absorbida en el detector de centelleo.

- 36 -

CAPTULO 2

PRINCIPALES EQUIPOS EMPLEADOS EN MEDICINA NUCLEAR

- 37 -

2.1. PRESENTACIN

De los procesos de interaccin de la radiacin con la materia, se desprende

que los resultados inmediatos son las excitaciones e ionizaciones que produce

en el medio con el que interacciona, estos efectos dan lugar a que se pongan

de manifiesto distintos procesos fsicos o qumicos y que van a ser las bases

de la deteccin.

Por ello obligatoriamente en todo equipo de medida de la radiacin existe un

elemento que recibe el nombre de detector, en el que como resultado de estos

procesos se obtendr una seal, normalmente muy dbil, pero que amplificada

y tratada nos permite conocer el valor de la medida.

En general, en la evaluacin de la radiacin, tres son los parmetros que nos

pueden interesar y que en cada caso da lugar a una familia distinta de equipos

de medida:

1. La actividad de una fuente radiactiva, es decir, el nmero de

desintegraciones por segundo, el equipo de medida recibe el nombre de

contador.

2. La energa depositada por la radiacin en un medio, para lo que se

utilizan los dosmetros.

3. La energa de la radiacin, para lo que se utilizan unos equipos

denominados espectrmetros.

Adems de esta clasificacin, se introduce otra que tiene en cuenta el material

- 38 -

del que esta formado el detector, que puede ser un gas, un slido o un lquido.

Todos los sistemas utilizados en medicina nuclear para la obtencin de

imgenes, estn basados en la informacin que proporciona la distribucin de

una sustancia radiactiva en el cuerpo del paciente, resulta entonces necesario

que dispongan de un mdulo de deteccin de la radiacin.

Este elemento, que es el receptor primario de la informacin, va por lo tanto a

influir de una manera fundamental en las caractersticas de los equipos.

Otro aspecto a tener en cuenta, es el referente a los equipos utilizados ya sea

en la determinacin de la cantidad de sustancia radiactiva que hay que

suministrar a los pacientes o de los equipos utilizados en la radioproteccin,

todos ellos necesitan disponer de un elemento de deteccin de la radiacin.

2.2. GAMMACMARAS

Una Gammacmara, es un equipo de deteccin externa (centelleo), es capaz de detectar emisin gamma, y de efectuar la adquisicin de informacin de

varias regiones orgnicas vecinas de forma simultnea sin necesidad de

movimiento de rastreo.

Esto puede ser a modo de una imagen planar como una fotografa, que es la

tcnica mas utilizada, o por medio de la Tomografa de Emisin de Fotn

nico, SPECT.

- 39 -

Este instrumento he desplazado a los equipos anteriores, siendo en la

actualidad el ms utilizado en los centros de Medicina Nuclear.

2.2.1. Descripcin de los elementos de una Gammacmara

Una Gammacmara planar o una de tipo SPECT (fig. 2.2.1.), consta bsicamente

de: un cabezal detector de radiacin, que esta constituido por,

a) un colimador

b) un cristal de centelleo, comnmente de Yoduro de Sodio

c) tubos fotomultiplicadores

d) un computador

- 40 -

Fig. 2.2.1. Gammacmara SPECT de 1 detector, General Electric.

2.2.1.1. Colimador.-

El colimador est formado por una gruesa lmina de plomo o tungsteno,

completamente llena de orificios hexagonales o circulares. Su misin es la de

seleccionar los rayos gamma, que procedentes del paciente, inciden sobre el

cristal de centelleo. Segn la disposicin de los orificios existen diversos tipos

de colimadores: paralelo (orificios perpendiculares al cristal), convergente y divergente (orificios convergentes o divergentes, respecto el cristal), finalmente existe un tipo de colimador con un nico orificio que recibe el nombre de

"pinhole".

El colimador de mayor uso es el paralelo, que permite obtener una imagen real

- 41 -

que se corresponde con la proyeccin de la distribucin del radiofrmaco en el

paciente, puesto que solo los rayos gamma que pueden pasan por el interior de

los orificios alcanzan el cristal de centelleo, mientras que el resto son

absorbidos en las paredes ("septos") de separacin de los mismos.

Las caractersticas del colimador paralelo dependen de su espesor y tamao

de los orificios, existiendo colimadores denominados de "alta energa", que

presentan un espesor mayor que los de "baja energa" o propsito general, as como, los denominados de "alta resolucin" que disponen de orificios de menor

dimetro que los de "baja resolucin".

Cuando se desea estudiar alguna zona concreta se utiliza el "pinhole", que

nicamente dispone de un orificio, obtenindose una imagen invertida y

ampliada. En la fig.2.2.1.1. (a) y (b) se representa un colimador paralelo y "pinhole"

Fig.2.2.1.1. Tipos de Colimadores

La resolucin de un colimador se mide mediante el ndice de resolucin (IR):

IR= ((a+b+c)/a)*d

- 42 -

Donde:

a= grosor del colimador.

b= distancia entre superficie externa del colimador y objeto.

c= distancia entre superficie interna del colimador y plano medio de interaccin

del cristal de centelleo.

d= dimetro de los agujeros del colimador.

Se entiende que tanto mejor es la resolucin cuanto ms bajo sea IR.

2.2.1.2. Cristal de centelleo.-

Prcticamente todas las gammacmaras utilizan un cristal de centelleo de

yoduro de sodio con trazas de talio INa (Tl) de forma rectangular o circular, ya que presenta sobre otros tipos una buena eficiencia de conversin (fraccin de energa de radiacin absorbida que se convierte en luz), tiene el inconveniente de ser higroscpico y no resistir cambios bruscos de temperatura, por todo ello,

se requiere que est encapsulado hermticamente y que la temperatura

ambiental se mantenga estable.

La eficiencia de deteccin resulta afectada por el espesor del cristal, de tal

forma que aumenta a medida que el espesor es mayor, en contraposicin, a

mayor espesor de cristal, menor es la resolucin geomtrica, ya que aumenta

- 43 -

el rea de deteccin de los tubos fotomultiplicadores.

2.2.1.3. Tubos fotomultiplicadores.-

Los tubos fotomultiplicadores son un tipo especial de vlvula electrnica que

representa una parte fundamental en un sistema de deteccin por centelleo. Su

misin consiste en convertir la luz emitida por el detector de centelleo en una

seal elctrica.

Los tubos fotomultiplicadores estn dispuestos en forma de matriz y en nmero

de 19 a 96. La calidad de la imagen depende del nmero de

fotomultiplicadores, es decir cuando tenemos mayor nmero, la imagen va

mejorando, mientras que con un nmero menor o con fallas en algunos de ellos la resolucin de la imagen decrece y se puede dar una mala informacin en el

diagnstico.

Un tubo fotomultiplicador est formado por una ampolla de cristal (fig. 2.2.1.3.)

estanca y con un alto vaco en su interior, que consta de una ventana en donde

incide la luz del detector y en cuya parte interior se encuentra el fotoctodo,

varios electrodos que reciben el nombre de dinodos y el nodo A.

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Fig.2.2.1.3. Estructura de un tubo fotomultiplicador

Para su funcionamiento, se utilizan una tensin continua del orden de 1000 a

1500 V, aplicados entre el fotoctodo y el nodo, entre los dinodos se aplica

una tensin del orden de 100 V mediante un divisor de tensin a base de

resistencias.

En el fotoctodo, la luz incidente produce una emisin de electrones

(fotoelectrones) que son acelerados y focalizados sobre el primer dinodo. Estos electrones al chocar con el dinodo, ceden parte de su energa en arrancar

nuevos electrones, de tal forma que por cada uno que llega salen varios (efecto multiplicador), los cuales a su vez son acelerados hacia el segundo dinodo y al chocar con el mismo se produce de nuevo un efecto multiplicador y as

sucesivamente.

Al final todos los electrones resultantes inciden sobre el nodo, de tal forma

que al final se tiene una ganancia que viene dada por la expresin: G = dm,

siendo d el factor de multiplicacin de cada dinodo (del orden de 4) y m el nmero de dinodos que puede oscilar de 8 a 14. Con estos valores se pueden

- 45 -

obtener ganancias del orden de 1010.

2.2.1.4. Computador.-

Las seales de salida de los diferentes equipos, sobre todo de una

gammacmara, pueden ser introducidas a un computador para que la

informacin sea procesada. Previamente estas seales tienen que ser

digitalizadas para que el computador pueda trabajar con ellas.

A su vez, el computador puede controlar el funcionamiento de la cmara

mediante seales de salida que se introducen en la consola, de hecho, las

modernas gammacmaras la consola est sustituida por un computador.

Los computadores usados en Medicina Nuclear constan de los mismos

elementos que cualquier otro, pero con algunas caractersticas propias:

HARDWARE

CPU (unidad central de procesamiento) conectada a la cmara o a varios equipos simultneamente.

RAM (memoria de acceso aleatorio) de gran capacidad, puesto que tiene que procesar a la vez varias imgenes.

Gran velocidad de procesado.

Al menos dos pantallas, una para texto, datos numricos y control de

software, y otra para visualizar imgenes.

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Un monitor con un dispositivo fotogrfico sobre placa o papel para

obtener registros de imgenes o de datos numricos.

Una unidad de disco duro con gran capacidad, para almacenar la

informacin de los pacientes en un archivo.

Un ratn o lpiz ptico para sealar en la pantalla puntos o reas de

inters.

Una impresora para recoger los datos de inters y las imgenes.

SOFTWARE

Estudios estticos, que introducen las seales digitales en matrices

espaciales de 128x128, 256x256 o 512x512 pxeles o puntos de luz.

Lgicamente, cuanto ms pxeles tenga la matriz mayor resolucin

tendr la imagen.

Estudios dinmicos, se usan matrices ms simples 64x64x8 pxeles y y

realiza la adquisicin de las imgenes en tiempos que podemos

preseleccionar.

Estudios con gating, ms usados en cardiologa precisa de introducir en

el computador las seales digitalizadas del electrocardiograma (ECG) del paciente para poder recoger informacin separada de cada fase del

ciclo cardaco.

Estudios tomogrficos, ordena las condiciones de adquisicin de las

imgenes SPECT.

Datos de identificacin, se debe introducir el nombre del paciente,

nmero de historia, fecha, hora, edad, rotulacin de cada estudio y todos

- 47 -

los datos que se crean necesarios para presentar.

Tratamiento de imgenes, aumento y disminucin de contraste,

reduccin de la actividad de fondo, suma y sustraccin de imgenes.

Delimitacin de reas de inters, podemos dibujar en la pantalla reas de contorno irregular, rectangulares, circulares o elpticas, copiar otras

reas, y perfiles de actividad.

Cuantificacin de los datos, los datos sern expresados en forma de

nmero de cuentas o de ndices comparativos de la actividad de una

zona con respecto a otra, tambin se pueden expresar en curvas de

actividad.

2.2.2. Funcionamiento de la Gammacmara

Para su funcionamiento la cabeza/s giran alrededor de paciente (Fig. 2.2.2.),

obteniendo una adquisicin planar (proyeccin) a intervalos regulares.

Fig.2.2.2. SPECT

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Los cortes transversales (CT) del paciente se obtienen a partir de la combinacin de todas las proyecciones resultantes en cada posicin angular

del detector, mediante un algoritmo matemtico se conoce como algoritmo de

retroproyeccin (en ingls back projection).

Cuanto mayor sea el nmero de proyecciones realizadas la imagen obtenida se

aproximar ms a la realidad. En la prctica el nmero de proyecciones de

adquisicin vara con el tamao de la matriz de imagen, por ejemplo para obtener corte transversal con una matriz de imagen de 64x64, pueden ser

necesarias 120 proyecciones para una gammacmara con una cabeza de

deteccin.

El simple algoritmo de retroproyeccin indicado da lugar a imgenes que

presentan artefactos en las zonas de interseccin de las proyecciones, la

utilizacin de un filtro matemtico aplicado a los datos de las proyecciones,

permite su eliminacin y el algoritmo se denomina retroproyeccin filtrada, que

permite la obtencin de imgenes en reconstruccin tomogrfica con cortes de

un rgano en sus planos sagital, coronal, transaxial y la reconstruccin de

imgenes de tipo tridimensional.

La capacidad de realizar cortes tomogrficos, elimina la sobreposicin de

estructuras, y as la interferencia que se produce en las imgenes en 2 planos,

mejorando la sensibilidad y resolucin espacial de un estudio.

Existen Gammacmaras 1, 2 3 detectores. El mayor nmero de detectores no

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mejora la calidad o resolucin del estudio, salvo para algunos casos puntuales en grado mnimo, pero si mejora el tiempo en el cual se realiza, siendo en algunos casos menos de la mitad, por ejemplo de 45 minutos para un Cintigrama seo en un equipo de 1 detector; a 20 minutos aproximadamente, para uno de doble detector. Los equipos de 3 detectores, se emplean

especialmente para estudios a nivel del Sistema Nervioso Central, en que si

mejoran en cierto grado la resolucin y aun mas el tiempo de examen, comparados especialmente con los equipos de un detector, aproximadamente

40 minutos versus 12 a 15 minutos.

2.2.3. Parmetros de calidad de una gammacmara

2.2.3.1. Resolucin espacial

Se refiere a la calidad de la formacin de la imagen. Depende de la resolucin

intrnseca (RI) y de la resolucin del colimador (RC). La intrnseca ha mejorado mucho en los ltimos aos, variando desde 12 mm a finales de los aos 60

hasta 3mm en la actualidad.

Ello es debido, sobre todo, al aumento de nmero de los fotomultiplicadores y a

la disminucin de espesor del cristal, en general, las cmaras de campo

pequeo tienen mejor resolucin que las de campo ancho; entendiendo por campo el rea que est emitiendo radiacin.

- 50 -

La resolucin total (RT) es:

RT = R2C + R2I

2.2.3.2. Uniformidad

Cuando la cmara es expuesta a un campo de radiacin uniforme, puesto que,

si resultan zonas ms calientes o ms fras que el resto, el explorador puede

interpretarlas como lesiones.

La falta de uniformidad suele ser debida a alteraciones en la ganancia de uno o

varios tubos fotomultiplicadores que se hacen inestables con el paso del

tiempo, por lo que peridicamente debemos realizar un test de uniformidad.

Para ello exponemos a la cmara a una fuente de radiacin puntual (sin colimador) o a una fuente ancha de radiacin uniforme (con colimador) hasta acumular un nmero determinado de cuentas. Las cmaras actuales suelen

estar provistas de un sistema corrector de ganancias de TFM automtico.

2.2.3.3. Capacidad de contaje de alta actividad

En estudios dinmicos, como los que se realizan en cardiologa es preciso que

la cmara recoja la mxima informacin de una fuente con gran actividad. Pueden llegar a contar hasta 100 000 cps; esta capacidad est limitada por el

- 51 -

tiempo de decay de la luminiscencia del cristal de centelleo (240 nanosegundos en el INa (Tl)).

Conviene comprobar este parmetro con frecuencia con una fuente. En la

prctica suele fallar por error en la calibracin de la ventana energtica

seleccionada, que no se ajusta simtricamente al fotopico.

2.2.4. Formacin de la imagen

Los rayos gamma emitidos por el radiofrmaco que se encuentra distribuido en

el interior del paciente, atraviesan el colimador e interaccionan con el cristal de

centelleo, producindose los destellos luminosos.

fig. 2.2.4. Formacin de las imgenes en una Gammacmara.

Cada destello es detectado por varios fotomultiplicadores y los impulsos que se

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obtienen de ellos son tratados por el sistema electrnico, de tal forma que a

partir de la altura de estos impulsos asociada a la posicin de los

fotomultiplicadores permite obtener las coordenadas (z, x) del origen del destello (fig.2.2.4.) y el impulso resultante de la suma de todos los impulsos que

ha ocasionado un destello, aplicado a un analizador monocanal, permite

determinar la energa del rayo gamma original; si esta energa esta dentro del

intervalo de la ventana de energa, la deteccin se acepta como vlida y se

representa sobre la pantalla de visualizacin como un punto luminoso en la

posicin correspondiente.

En los equipos iniciales (analgicos), se utilizaba como pantalla de visualizacin un osciloscopio de persistencia, la acumulacin de los puntos

luminosos sobre la pantalla (fig. 2.2.5. a), da lugar a una mayor o menor densidad

de puntos, que se corresponde con la distribucin de la sustancia radiactiva en

el paciente.

Fig.2.2.5. Esquema de la obtencin de imgenes.

En la actualidad y mediante el uso de los procesadores digitales, se genera en

la memoria del ordenador una matriz 128x128, en la que cada posicin se

- 53 -

corresponde con un valor de coordenadas (z, x) distinta, mediante una conversin analgico a digital de la posicin detectada (y en ella se van acumulando el nmero de eventos detectados (fig.2.2.6. b y c). Al finalizar la

adquisicin, se realiza una representacin de la matriz sobre la pantalla de

visualizacin del total de impulsos acumulados en cada posicin y codificada

segn una escala de color o de niveles de gris (fig. 2.2.6. c). Cada elemento de la

imagen (que se corresponde con un elemento de la matriz) recibe el nombre de pxel.

La imagen que se obtiene con este tipo de gammacmaras es una proyeccin

en el plano, de la distribucin del radiofrmaco en el volumen del paciente, por

lo que no contiene ninguna informacin sobre la profundidad (distancia a la superficie del paciente) a que se encuentra la fuente de emisin, por lo que las imgenes obtenidas reciben el nombre de gammagrafas planares.

2.2.5. DESCRIPCIN DE LA GAMMACMARA DEL HOSPITAL CARLOS ANDRADE MARIN QUITO

El Hospital de Seguridad Social Carlos Andrade Marn Quito, cuenta con dos

gammacmaras en el Servicio de Medicina Nuclear, una de ellas la que lleg

en el ao de 1982 es de marca General Electric y su funcionamiento ha sido

bueno hasta el ao 2000 en el cual se par su servicio, pues una de sus

tarjetas se haba quemado. Mientras tanto las autoridades logran la donacin de una gammacmara de marca Siemens, modelo ECAM, que es un sistema

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de detector nico (un solo cabezal) la cual llega al Servicio de Medicina Nuclear en el ao 2001, desde esa fecha y hasta hoy se encuentra en funcionamiento.

fig. 2.2.6. Sistema de detector nico ECAM

Esta gammacmara tiene todos los elementos ya mencionados con

caractersticas especiales de cada uno.

Cabezal.- es la parte que gira y se le cono ce como Gantry.

Rango de rotacin: 470

Precisin de rotacin: 0.1

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Velocidad mxima de rotacin: 3 rpm

Velocidad mnima de rotacin: 0.33 rpm

Colimadores.- son de plomo y tungsteno, adems se tiene cuatro tipos:

Colimador de baja energa, alta resolucin. Colimador de baja energa, propsito general (es el ms usado). Colimador de baja energa, alta sensibilidad. Colimador de energa media, alta sensibilidad.

Cristal de centelleo.- est formado por yoduro de sodio con trazas de de talio

NaI (Tl), sus caractersticas son:

Tamao: 59.1x44.5 cm (23x17.4 pulg).

Diagonal: 69.2 cm (27 pulg).

Grosor: 9.5 cm (0.37 pulg).

Tubos fotomultiplicadores.- su estructura es igual que el resto de

fotomultiplicadores, la ECAM tienen las siguientes caractersticas:

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Nmero total de fotomultiplicadores: 59

Dimetro: 53 de ellos tienen 7.6 cm, el resto tiene 5.1 cm

Tipo: bialkali High efficiency Box type dynodes

Arreglo: hexagonal.

Computador.- como todos los computadores es igual en el hardware tiene un

CPU, un monitor, una impresora a colores y teclado; adems posee una

pantalla de visualizacin donde se muestra la imagen que esta siendo captada,

el nmero de cuentas por segundo y la energa de el radiofrmaco.

En cuanto al software tiene un programa llamado ESOFT 2000 que permite

hacer cortes tomogrficos, variar colores, captar zonas de inters, ingresar

datos, todo a favor de un mejor diagnstico, este software es de fcil manejo y los utilizan los mdicos del Servicio.

Por ltimo un elemento importante, pero extrnseco a la gammacmara, es la

mesa de exploraciones o camilla donde se coloca al paciente para realizar su

estudio.

La camilla soporta un peso mximo de 180 kg (400 lb), y est compuesta por:

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o Una base

o Una paleta delgada

o Dos tornillos aseguradores

o Dos pedales

o Dos manecillas para desplazamientos

o Dos interruptores laterales.

Calibracin de la ECAM.- hay varias pruebas que se hacen para la perfecta

calibracin de la gammacmara, para todo ello debemos utilizar fuentes de

distinta actividad cada una.

FUENTES PARA LA CALIBRACIN DE LA ECAM

CALIBRACIN ACTIVIDAD MBq ACTIVIDAD Ci Peaking 0.55 0.75 15 20

Tuning 0.55 0.75 15 20

MHR/COR 33.0 40.0 900 1100

NCO 33.0 40.0 900 1100

Peaking: esta calibracin sirve para reconocer el fotopico picado luego

de seguir los pasos que se indicarn en el software tenemos que

reconocer el espectro correcto en este caso del tecnecio 99, la medida

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apropiada para un espectro apropiado es la relacin de cuentas que

quedan en la ventana de energa versus todas las cuentas procesadas

por la electrnica del detector, a esto se le denomina tiempo muerto.

La relacin se muestra en la siguiente tabla:

99 m Tc 20% ventana 6000 cps con un tiempo muerto de 1%

Tuning: es una calibracin fina y durante esta se realiza un ajuste de la ganancia de fotomultiplicadores, los valores de ganancia deben ser: menores

de 7 (0.7%) para los tubos fotomultiplicadores centrales y de 15 (1.5%) para los perifricos.

Si estos valores no aparecen en rango normal significa que hay una falla,

entonces debemos hacer un tuning nuevamente.

MHR/COR y NCO: con esta calibracin vemos, registro de mltiples cabezas,

centro de rotacin y la rbita no circular, respectivamente.

Hay otro tipo de calibracin llamado Uniformidad intrnseca, cuyos valores nos

sirven para el control de calidad de las imgenes.

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VALORES NORMALES PARA LA ECAM

Dosis 20 Ci tasa mxima de conteo 75 kcps

Diferencial en CFOV < 2.5%

Diferencial en UFOV < 2.7%

Integral en CFOV < 2.9%

Integral en UFOV < 3.7%

kcps kilo cuentas por segundo

CFOV campo central de visin

UFOV campo til de visin

2.3. EQUIPOS DE EMISIN DE POSITRONES POR COINCIDENCIA (PET-C)

Los equipos de Positrones por Coincidencia, son Gammacmaras SPECT de

doble o triple cabezal, asociado a significativas mejoras de su funcin, con la incorporacin de software y electrnica entre otros, que permite la deteccin de

eventos coincidentes de positrones, colimados electrnicamente (sin colimadores de plomo).

La gran ventaja de los equipos de este tipo, es que pueden realizar

- 60 -

indistintamente estudios tradicionales de Cintigrafa como de Positrones y a un

costo significativamente menor.

Estos equipos pueden definir en rango de nanosegundos, dos eventos

coincidentes (2 fotones de 511 keV) que impactan en ambos cristales detectores (cabezales), prcticamente simultneamente. Estos eventos, son reconocidos por la electrnica incorporada al equipo, como eventos

coincidentes, asignndoles un origen espacial comn, segn su ubicacin en el

cabezal detector, eliminando aquellos eventos que no caen dentro del rango

temporal.

Fig.2.3. Philips Forte, de 4 Generacin, SPECT/PET-C con cristal de 5/8, colimacin

electrnica y Correccin de Atenuacin por fuentes de Cesio-137.

- 61 -

Estos estudios inicialmente fueron realizados con gammacmaras de doble

detector que posean, colimadores de plomo de ultra alta energa (511 keV para positrones), los cuales de alguna manera simulaban la electrnica de coincidencia. En la actualidad son escasamente utilizados por su baja capacidad de deteccin de eventos tiles, baja calidad de imagen (resolucin mayor de 2 cm) y demora en la adquisicin del estudio, aunque constituye una forma econmica, con algunas limitadas aplicaciones en cardiologa para

evaluacin de Viabilidad.

Una segunda generacin de equipos incorpor cristales de deteccin mas

gruesos de 5/8, a los tradicionales de 3/8 y posteriormente una tercera

generacin incorpora correccin de atenuacin, lo que fue mejorando progresivamente la calidad y resolucin de las imgenes

Hoy da, los modernos equipos de Coincidencia de Positrones, de 4

generacin, incluyen cristal detector de al menos 5/8, colimacin electrnica,

Correccin de atenuacin y circuitos de coincidencia mejorados que permite un significativo mayor conteo estadstico de 4 a 5 veces mayor que los equipos de

segunda tercera generacin y por ende resolucin mejorada que alcanza a una resolucin clnica de 1 cm o menos dependiente de la localizacin.

Hay que considerar que en la medida que el cristal es mas grueso, su

capacidad de detectar eventos de coincidencia aumenta, pero a la vez, se

degrada levemente la resolucin y por ende la calidad para las imgenes con

istopos de baja energa como el Tecnecio-99m (140 keV.), por lo que debe combinarse, ambas alternativas de uso. Esto se logra de la mejor manera con

- 62 -

un cristal de 5/8.

La resolucin intrnseca para estudios con Tc-99m (140 keV), de un equipo con cristal de 3/8 es de aprox. 3,5 mm y de 3,9 mm para uno de 5/8, superando

los 5 mm los cristales de una pulgada.

Algunas pruebas se hicieron con equipos que combinan un cristal de 3/8 de

adosado a un cristal de alta densidad de Ortosilicato de Lutecio (LSO), especial para detectar positrones, con buenos resultados, pero se ha desechado en la

prctica por su alto costo.

2.4. TOMGRAFO DE EMISIN DE POSITRONES (PET dedicado)

En la tomografa por emisin de positrones, se utilizan como trazadores

radionucleidos emisores de positrones, en lugar de los emisores de radiacin

gamma, que son los utilizados en el SPECT.

Tras la emisin de un positrn, este pierde su energa rpidamente y tras

recorrer una distancia del orden de 1 mm, se combina con un electrn (Fig.2.3.1),

producindose una reaccin de aniquilacin (transformacin de la masa del electrn y del positrn en energa), producindose simultneamente dos fotones gamma de 511 keV cada uno que se emiten en direcciones opuestas,

formando un ngulo de 180.

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Fig. 2.4.1. Aniquilacin de positrn

Un tomgrafo de emisin de positrones dedicado, utiliza, una serie de cristales

(sobre 18.000 cristales en equipos actuales) conectados a fototubos, similar en su base a una Gammacmara, pero a diferencia de sta, agrupados en

mltiples anillos de deteccin en 360 (hasta 64 anillos). El tipo de cristal empleado vara segn el fabricante de los equipos siendo los mas

frecuentemente usados:

- Germanato de Bismuto (BGO). - Ortosilicato de Lutecio (LSO). - Ortosilicato de Gadolinio (GSO).

La principal diferencia en los cristales, est dada por el tiempo de decaimiento

para la deteccin de positrones del cristal, es decir, la capacidad para detectar

eventos en forma sucesiva, lo que define, una mayor capacidad de deteccin y

por ende menor tiempo de adquisicin del estudio, que puede llegar a ser

menor de 20 minutos en algunos equipos con cristales de Ortosilicato de

Lutecio, versus no menos de 25 a 30 minutos con cristales de Ortosilicato de

Gadolinio; y de 40 a 45 minutos con cristales de Germanato de Bismuto.

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Para el Germanato de Bismuto el tiempo de decaimiento para deteccin es de

300 nanosegundos (ns), 60 ns para el Ortosilicato de Gadolinio; y de 40 ns para Ortosilicato de Lutecio.

A modo de comparacin un cristal de Yoduro de Sodio tiene un tiempo muerto

de 230 ns.

El proceso de obtencin de imgenes se basa en determinar el lugar en el que

se produce la reaccin de aniquilacin, por lo que es necesario detectar los dos

fotones resultantes, mtodo denominado deteccin por coincidencia.

Para la deteccin se utilizan distintas configuraciones de detectores,

dependiendo de si el sistema de deteccin gira alrededor del paciente durante

la adquisicin o si permanece esttico.

En el sistema con giro, se necesita un mnimo de dos cabezas de deteccin

enfrentadas entre s y que giran alrededor del paciente durante la adquisicin,

mientras que en el esttico se utiliza una configuracin de anillo (fig. 2.3.2), en el

que el sistema de deteccin est formado por mltiples detectores de pequeo

tamao que rodean al paciente.

Fig. 2.4.2. Mdulo de deteccin y disposicin anular

- 65 -

La deteccin de los fotones de aniquilacin se realiza por medio de circuitos de

coincidencia, de tal forma que cuando se han detectado dos fotones de

aniquilacin en un intervalo de tiempo muy corto (del orden de 15x10-9 s), se estima que corresponde a la aniquilacin de un positrn y a partir de la posicin

de los detectores que han intervenido en su deteccin, se determina la lnea

recta o lnea de respuesta (LOR) que contiene el punto en el que se ha producido la reaccin de aniquilacin.

Las lneas de respuesta obtenidas no guardan ningn orden establecido, ya

que las desintegraciones se producen de manera aleatoria y por lo tanto

tambin lo sern las parejas de detectores que intervienen en cada coincidencia, por este motivo, cada lnea de respuesta caracterizada por su

ngulo con respecto al sistema de coordenadas y por su distancia al origen es

almacenada en una matriz, de forma que, al finalizar la adquisicin en cada

celda de la matriz se dispone del nmero total de lneas de respuesta con el

mismo ngulo y distancia al origen, la representacin de dicha matriz recibe el

nombre de sinograma.

A partir del sinograma y mediante un algoritmo de reconstruccin similar al

utilizado en el SPECT, se obtiene la imagen reconstruida (fig.2.4.3.).

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Fig. 2.4.3. Sinograma y reconstruccin

Muchos equipos actuales han optado por realizar estudios en 3D, ya que

existen nuevos software de reconstruccin iterativa, que mejoran la calidad de la imagen, evitando la degradacin producida por el scatter, no habiendo en la

prctica grandes diferencias en la calidad de la imagen final, con un

significativo menor tiempo de adquisicin para el 3D.

Es importante al igual realizar correccin de atenuacin para mejorar la calidad de la imagen. La correccin de atenuacin es vital especialmente para detectar

lesiones de menos de 1 cm, con baja actividad y localizadas en una regin central. Esta puede realizarse a modo de imgenes de transmisin con fuentes

de Cesio o Germanio.

Esto aumenta an mas el tiempo de estudio, ya que debe realizarse por

separado. Esto determina que los estudios en general tengan una duracin

entre 60 a 90 minutos en total.

Por su vida media las fuentes de Germanio requerirn de recambio como

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mximo cada 12 a 18 meses para mantener su efectividad y no demorar el

estudio, a diferencia de las de Cesio, que son permanentes, dada su larga vida

media, que supera la vida til de los equipos.

fig. 2.4.4. Equipo PET, General Electric.

Los equipos PET dedicados son de alto costo de adquisicin y de

funcionamiento, lo que limita su fcil disponibilidad.

Nueva generacin de equipos incluye la unin de un equipo PET y un Scanner

Tomografa Axial Computarizada (TAC), son los llamados equipos PET-CT, con lo cual se logra la capacidad de obtener imgenes moleculares, funcionales,

asociadas a una imagen anatmica de alta resolucin, especialmente en

equipos multislice entre 2 a 16 cortes, llegando a resoluciones de menos de 1

mm.

- 68 -

Esto tambin disminuye el tiempo de examen menos de 30 minutos, ya que la

correccin de atenuacin se hace simultnea al estudio de positrones.

La principal ventaja de usar PET-CT, es por la mejora especialmente de la especificidad del estudio, ms que de la sensibilidad. Se describe mejora en la especificidad de un 10 a 15% y de 5% en la sensibilidad, llegando hasta un

10% en lesiones menores de 1 cm.

Otra ventaja comparativa a los equipos de PET-CT, es en la capacidad de fusin inmediata en un mismo estudio, de imgenes, en relacin a la fusin de

imgenes de equipos separados, ya que es ms exacta al estar integrados.

La dificultad radica en que al realizar la fusin especialmente para pequeas

lesiones, menores de 1 cm, no siempre se logra una buena sobreposicin

anatmica, por las posibles diferencias de posicionamiento del paciente y

niveles de cortes anatmicos de la Tomografa axial computarizada.

2.4.1. Rendimiento de los equipos PET-C, comparados con PET dedicados

Los equipos de PET-C, son actualmente una buena alternativa en algunas

patologas frente al PET dedicado, por su menor costo de examen.

La menor resolucin comparativa, es de aproximadamente de 0.45 mm tericos

de un PET de ltima generacin, con mas de 12.000 cristales, versus 0.5 mm

en Coincidencia, aunque ambos, con resolucin prctica clnica de 0.6 a 0.7 cm

- 69 -

vs. 1 cm, respectivamente.

Los equipos de PET-C en la actualidad, ya han superado en resolucin a las

primeras generaciones de equipos PET dedicados (No SPECT) de principios de la dcada de los 90, con resolucin slo muy levemente inferior a muchos

equipos PET dedicados actuales.

Los estudios realizados, con equipos de cuarta generacin, con cristal de 5/8

o mas, con correccin de atenuacin , nueva electrnica y mtodos de

reconstruccin, son concordantes que para ndulos de 1,5 cm, la sensibilidad

observada es prcticamente la misma que para los PET dedicados, y de un

90% para ndulos mayores de 1 cm.

Varios estudios han demostrado que la sensibilidad para evaluacin de ndulos

en tumores de cabeza y cuello es prcticamente la misma para ambos

estudios, al igual que significativamente mejor en ambos casos, en sensibilidad y especificidad que la tomografa axial computarizada.

Ahora para ndulos pulmonares diferentes publicaciones hablan de sensibilidad

de prcticamente un 100% comparado a PET-Dedicado en caso de ndulos

mayores de 1,5 cm, habindose detectado con los equipos mas modernos,

lesiones incluso de 0.8 cm en cuello y trax.

El menor rendimiento se alcanza en general en lesiones centrales del abdomen

y a nivel heptico, donde la sensibilidad para detectar lesiones de 1 a 1,5 cm es

del orden del 85% y un 100% para las lesiones mayores de 1.5 2.0 cm.

- 70 -

Parte de la menor resolucin se explica por la atenuacin de la radiacin

producida por los diferentes rganos que rodean la lesin, la que es

significativamente menor el cuello y el pulmn, en que predomina el espacio

areo, lo que se mejora en parte con los equipos con correccin de atenuacin.

2.5. EQUIPOS DE DENSITOMETRA SEA (DO)

Equipos iniciales de D.O. empleaban doble haz de rayos gamma (Dual Photon Absorciometry, DPA), tcnica que cambi a los actuales emisores de un doble haz de rayos X, DEXA, por lo que esta tcnica se inicia en el mbito de la

Medicina Nuclear, lo cual se mantiene hasta hoy.

Equipos antiguos, demoraban en el estudio no menos de 20 a 30 minutos en

total, para adquirir la columna lumbar y la cadera.

Equipos modernos pueden realizar estudios completos de columna y caderas,

localizaciones validadas en forma universal para el estudio de la Osteoporosis,

en menos de 1 minuto, emplendose tcnicas tipo Fan-Beam o de haz en

abanico y Pncil Beam, de haz puntual. Esta ltima es levemente mas lenta,

con tiempo de examen de menos de 2 a 3 minutos, pero tiene a su favor una

leve menor radiacin al paciente y una leve mejor exactitud, aun cuando ambas son consideradas ptimas sin diferencias significativas. Es posible realizar

estudio de: Columna lumbar, Caderas, Antebrazo, Peditrico, Cuerpo Entero y

Periprotsico para fmur.

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Otra metodologa, con la cual no se ha logrado buenos resultados

comparativos y de precisin, en mediciones, es por medio de Ultrasonografa

(Sonometra), realizada en el taln, tibia y mano, por lo cual esta tcnica slo se ha reservado para promociones de controles de Densitometra sea. Esta tcnica llega a presentar un 25 a 30% de falsos positivos y negativos, con error

de hasta el 7 a 10%. Su uso no se ha validado mdicamente.

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CAPTULO 3

RADIOFRMACOS UTILIZADOS EN MEDICINA NUCLEAR

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3.1. PRESENTACIN

Los radiofrmacos son medicamentos que han adquirido gran importancia en la

prctica clnica por su aplicacin con finalidades tanto teraputicas como

diagnsticas.

La mayor parte de los radiofrmacos se usan con fines de diagnstico mdico.

Suelen administrarse slo una vez o, a veces, en repetidas ocasiones.

Contienen solamente pequeas cantidades de principios activos, con un

radionuclido unido a ellas de manera que se pueda conseguir una imagen por

gammagrafa o una medida de su biodistribucin. (2).

A menudo, estos radiofrmacos no muestran ningn efecto farmacodinmico

medible. La radiacin es una propiedad general de todos los radiofrmacos,

cuya administracin hace que el paciente reciba una dosis de radiacin

inevitable. En el caso de los radiofrmacos con fines teraputicos, la radiacin

es el efecto que se busca.

La evaluacin de la seguridad y eficacia de los radiofrmacos debe incluir,

adems de los parmetros generales, aspectos radiofarmacolgicos y de

proteccin contra las radiaciones, as como una dosimetra de la radiacin.

La composicin de los radiofrmacos cambia con el tiempo de acuerdo con la

desintegracin radiactiva. El perodo de semidesintegracin del radionucleido a

menudo es tan corto que, en algunos casos, el producto final debe prepararse

inmediatamente antes de administrarlo al paciente, lo que da lugar a utilizar

- 74 -

productos semimanufacturados como generadores, precursores y equipos

reactivos.

En la evaluacin de la seguridad y eficacia de los radiofrmacos deben tenerse

en cuenta las especificaciones de los generadores, equipos y otros productos

semimanufacturados.

Hay que prestar una atencin especial en los casos en los que se marca con

una sustancia radiactiva una muestra del paciente antes de volver a

administrarla (radiofrmacos autlogos). Cuando los radiofrmacos van directamente del generador al paciente, la homogeneidad del proceso de

produccin es de especial importancia.

3.2. RADIOFRMACOS

Se denomina radiofrmaco a toda sustancia que, por su forma farmacutica,

cantidad y calidad de radiacin emitida puede usarse en el diagnstico o

tratamiento de las enfermedades de los seres vivos, cualquiera sea la va de

administracin empleada.

En general, un radiofrmaco consta de dos partes bien diferenciadas:

La molcula soporte a la que se une el radionucleido y que condiciona la ruta

metablica del radiofrmaco dentro del organismo y el radionucleido

propiamente dicho que emite radiacin permitiendo la deteccin externa del

- 75 -

radiofrmaco y la valoracin del proceso estudiado cualitativa y/o

cuantitativamente.

Existen, tambin, radiofrmacos de carcter inico, en los que el propio

radionucleido determina la ruta metablica del compuesto.

Los radiofrmacos permiten estudiar la morfologa y el funcionamiento de los

rganos, incorporndose a ellos y emitiendo una pequea cantidad de

radiacin que es detectada por las Gammacmaras.

Esta seal radioactiva es amplificada y posteriormente transformada en una

seal elctrica que es analizada mediante un computador y representada como

una imagen, en escala de grises o en color, cuya intensidad es proporcional a

la energa recibida.

De esta forma se puede estudiar la llegada del radiofrmaco al rgano, su

distribucin y posteriormente su eliminacin.

Un radiofrmaco, habitualmente se prepara de forma inmediata antes de su

utilizacin, dado que la mayora de los radionclidos utilizados en Medicina

Nuclear poseen un perodo de semidesintegracin T1/2 muy breve, no obstante

tambin se utilizan algunos istopos radioactivos con un T1/2 ms largo.

Dada la caracterstica de ellos es necesaria su preparacin dentro del

laboratorio del servicio de Medicina Nuclear, esto implica no solo el

conocimiento del radiofrmaco como tal, sino tambin los productos

radiofarmacuticos que se utilizarn.

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3.2.1. Clasificacin de los radiofrmacos

Los radiofrmacos se clasifican en:

3.2.1.1. Radiofrmacos para uso Diagnstico:

Se consideran verdaderos trazadores radiactivos y se administran con el fin de:

Visualizar la anatoma de un rgano o sistema

Evaluar el comportamiento fisiolgico a nivel de los tejidos Analizar a travs de su metabolismo el comportamiento bioqumico

Determinar cuantitativamente sus parmetros farmacocinticos.

Casi el 80% de los compuestos radiofarmacuticos utilizados con fines

diagnsticos son marcados con 99mTc.

3.2.1.2. Radiofrmacos para uso Teraputico:

Se administran al paciente con el propsito de irradiar tejido interno. Su valor teraputico se basa en el efecto de las radiaciones sobre el tejido blanco (target) y en la selectividad de la localizacin de la fuente radiactiva (in situ).

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3.3. GENERADOR DE TECNECIO (99mTc)

El generador de 99mTc es un sistema cerrado para la produccin de solucin

estril de 99mTc, que aprovecha la condicin fisicoqumica que presenta el 99Mo

retenido; el cual en el estado de oxidacin de (molibdato) queda firmemente retenido en la fase estacionaria del sistema (columna de almina cida).

Su hija, el 99mTc, es oxidad por el oxgeno ambiente a pertecneciato y es eluida por la solucin fisiolgica (fase mvil) que se hace pasar a travs de la columna. Por este motivo se llama generador de columna seca, se precisa del

oxgeno para la eficiente elucin del 99mTc de la columna. De esta manera se

logra una elucin de alta pureza sin oxidantes qumicos.

La formacin del radioistopo hija, el 99mTc; con un periodo de semidesintegracin o vida media de 6.02 horas, a partir del radioistopo madre 99Mo de 66 horas, de periodo de vida media ocurre segn el siguiente esquema

de desintegracin radiactiva que se conoce con el nombre de equilibrio

transiente.

99Mo 87.6% (99mTc = 6.02 h) (T1/2 = 66 h)

12.4%

99mTc (T1/2 = 2.1 * 105aos); T1/2= periodo de semidesintegracin o vida media.

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La cantidad de 99mTc ir creciendo a partir de la desintegracin del 99Mo

alcanzando el mximo de actividad en aproximadamente 23h, tiempo que

permite obtener el rendimiento mximo del generador.

Puede as realizarse sucesivas separaciones de ambos radioistopos, por el

simple pasaje de la solucin fisiolgica a travs de la columna.

El rendimiento de elucin de estas separaciones, estar entonces dado por el

tiempo transcurrido entre las mismas, para un determinado generador.

3.3.1. Caractersticas fsicas del generador

El Tecnecio 99m decae por transicin isomrica con una vida media de 6.02

horas. El fotn principal que es til en los estudios de deteccin e imagenologa

aparece en la siguiente tabla:

Radiacin

Porcentaje Medio/Decaimiento

Energa (keV)

Gamma - 2

89.07

140.5

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La constante especfica de radiacin para el rayo Gamma del Tecnecio 99m

es:

(0.78 R/h mCi a 1cm) (0.021 mSv/h Mbq a 1cm).

El espesor de la capa de plomo que reduce la actividad medida a la mitad es

de 0.017 cm. Por ejemplo, el uso de un espesor de 0.25 cm. De plomo va a atenuar a la radiacin emitida en un factor cercano a 1000 veces.

1.- aguja compensadora de aire 2.- aguja de entrada de solucin fisiolgica 3.- aguja de salida de elucin de 99mTc 4.- columna de vidrio

5.- almina soporte

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6.- blindaje de columna 7.- carcaza

8.- blindaje de elusin y frasco de vaco 9.- frasco de solucin fisiolgica

10.- filtro de entrada de aire

11.- filtro esterilizante

3.3.2. Procedimiento para la obtencin del eluato en generador de

columna seca

1. Se quita el frasco de solucin bacteriosttica que protege la doble aguja de ingreso de solucin fisiolgica.

2. Se inserta en su lugar un frasco de solucin fisiolgica estril de 5 mL

desinfectando previamente el tapn.

3. Se quita el frasco de solucin bacteriosttica que protege la aguja de salida del 99mTc y en su lugar insertar un frasco de vaco, estril.

Previamente desinfectar el tapn y blindamos el frasco con el recipiente

protector de plomo apropiado.

4. Al cabo de 3 minutos la elusin habr llegado a su fin, se retira el

conjunto (frasco + blindaje) y el frasco de solucin fisiolgica , restituir en

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ambas agujas los frascos con solucin bacteriosttica.

5. El eluato obtenido est en condiciones de ser empleado acorde a las

necesidades del paciente.

El eluato es un reactivo de diagnstico de uso in vivo, inyectable intravenoso,

uso exclusivo en centros de Medicina Nuclear, y se usa en adultos para:

Exploracin del Cerebro (incluyendo angiografa cerebral con radiofrmacos).

Exploracin de la Tiroides.

Exploraciones seas. Exploracin de las Glndulas Salivales.

Estudios Cardiovasculares.

Estudios del Lecho Vascular.

Exploracin de la Vejiga para la deteccin de reflujo vesico uretral. Exploracin del Sistema de Drenaje Nasolacrimal. Estudios Pulmonares.

Estudios Renales.

Y en nios se usa como agente para:

Exploracin del Cerebro (incluyendo angiografa cerebral con radiofrmacos).

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Exploracin de la Tiroides.

Estudios del Lecho Vascular.

Exploraciones Renales.

Estudios seos. Exploracin de la Vejiga para la deteccin de reflujo vsico uretral. Exploracin de Reflujo Gstrico. Estudios Pulmonares.

3.3.3. Control de calidad del eluato

a) Test de claridad: el eluato debe ser una solucin cristalina, incolora y libre de partculas, para esto debe observarse el vial con una buena

iluminacin.

b) Determinacin de 99Mo en el eluato: se toma el vial con la elucin y se coloca en el actinmetro, medimos la radiactividad en escala de 99mTc, se

coloca el vial con la elucin en un blindaje y lo ponemos en el actinmetro lo leemos en la escala de 99Mo. Relacionamos las

actividades medidas. El lmite de 99Mo es de 0.15 Ci por mCi de 99mTc.

c) Determinacin de pH: se puede efectuar mediante tiras reactivas de tipo universal, extraemos 0.2 mL de eluato y colocamos una gota sobre la

tira reactiva y comparamos colores. El pH debe estar entre: 4.5 y 7.5.

d) Determinacin de Al3+: se puede emplear un mtodo colorimtrico. El

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lmite aceptado para Al3+ es de 10 g/mL.

3.3.4. Cuidados con el eluato

a) Toda elucin contiene altos niveles de radiactividad, y deber ser blindada durante la preparacin de la muestra y durante ensayos.

b) Dado que el eluato no contiene agentes antimicrobianos, no se debe usar despus de las 12h de eluido.

c) Al efectuar los controles de calidad del eluato, si cualquiera de ellos supera los valores establecidos comunicar al laboratorio y no efectuar

ningn estudio.

d) Si introduciendo un vial evacuado, no se obtiene la correspondiente elusin, se puede suponer que el mismo ha perdido el vaco,

descartamos el vial y repetimos la operacin.

e) Como en el uso de cualquier material radiactivo, se debe tener mucho cuidado para minimizar la exposicin a la radiacin tomando en cuenta

varias medidas de seguridad radiolgica.

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CAPTULO 4

ESTUDIOS REALIZADOS CON LA GAMMACMARA

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4.1. PRESENTACIN

La presencia de la Gammacmara prcticamente en todos los servicios de

Medicina Nuclear, y la utilizacin generalizada del radionucleido Tecnecio

99m (Tc 99m) son los dos aspectos determinantes de la configuracin actual del diagnstico clnico in vivo.

El Tecnecio 99m, que no emite radiacin Beta se obtiene a partir del

Molibdeno 99 (Mo - 99), en forma de Pertecneciato y con el que se pueden marcar una variedad de sustancias en el propio Servicio, se ha implantado en

la mayora de las exploraciones. (8).

El motivo radica, por un lado, en la ausencia de radiacin Beta, con lo cual la

dosis interna al paciente es menor, y por otro, su periodo de seis horas,

relativamente corto, hace que sea posible administrar actividades de algunas

centenas o decenas de milicuries con fines diagnsticos, lo cual es

inconcebible con radionucleidos emisores Beta y que tengan vida ms larga.

Mayor actividad supone mayor cantidad de sucesos producidos y detectados

por unidad de tiempo a continuacin algunos ejemplos para entender lo que esto significa:

Si se lanza una moneda al aire dos veces podra salir cara en ambos

lanzamientos, es decir, en el 100% de los lanzamientos. Sin embargo si

el nmero de lanzamientos es de un milln de veces, saldra cara un

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nmero de veces muy prximo a 500 000, es decir, al 50%, que es la

probabilidad real. Un nmero insuficiente de sucesos, por tanto, induce a

una comparacin errnea entre las posibilidades de salir cara o de salir

cruz.

Supongamos que se de