CARDIOLOGIA NUCLEAR

Vista previa del material en texto

261© 2019. Elsevier España, S.L.U. Reservados todos los derechos
ASPECTOS TÉCNICOS DE LA ADQUISICIÓN, 
REPRESENTACIÓN E INTERPRETACIÓN 
DE LAS IMÁGENES, 261
Tomografía computarizada por emisión 
de fotón único de la perfusión y la función, 
261
Pruebas de imagen de perfusión miocárdica 
planas, 270
Ventriculografía o angiografía 
con radioisótopos, 270
Tomografía por emisión de positrones, 271
Problemas de exposición a la radiación, 274
FLUJO SANGUÍNEO MIOCÁRDICO, 
METABOLISMO MIOCÁRDICO 
Y FUNCIÓN VENTRICULAR, 275
Evaluación del flujo sanguíneo miocárdico, 275
Evaluación del metabolismo y la fisiología 
celulares miocárdicos, 280
Evaluación de la función ventricular 
izquierda, 282
DETECCIÓN DE LA ENFERMEDAD, 
ESTRATIFICACIÓN DEL RIESGO 
Y TOMA DE DECISIONES CLÍNICAS, 283
Síndromes con dolor torácico estable, 283
Pacientes con enfermedad arterial coronaria 
establecida, 288
Detección de EAC preclínica y estratificación 
del riesgo en pacientes asintomáticos, 289
Síndromes coronarios agudos, 290
Pruebas de imagen en la insuficiencia 
cardíaca, 291
Pruebas de imagen en las miocardiopatías 
inflamatorias e infiltrantes, 293
Pruebas de imagen para la evaluación 
de arritmias en la insuficiencia 
cardíaca, 294
Pruebas de imagen para evaluar el riesgo 
antes de una cirugía no cardíaca, 295
PRUEBAS DE IMAGEN MOLECULAR 
DEL SISTEMA CARDIOVASCULAR, 296
Pruebas de imagen de placa ateroesclerótica 
potencialmente inestable y de activación 
de plaquetas, 296
Pruebas de imagen del tratamiento 
regenerativo de base celular 
o genética, 297
Pruebas de imagen de fibrosis intersticial 
y remodelado ventricular izquierdo, 297
Pruebas de imagen de inflamación 
y calcificación de las válvulas cardíacas, 297
Pruebas de imagen de infecciones 
en dispositivos cardíacos y válvulas 
protésicas, 298
BIBLIOGRAFÍA, 299
Cardiología nuclear
JAMES E. UDELSON, VASKEN DILSIZIAN Y ROBERT O. BONOW
16
La era de las pruebas de imagen cardíacas con radioisótopos incruentas 
en los seres humanos comenzó a principios de los años setenta con el 
primer informe de una evaluación incruenta la función ventricular regio-
nal en reposo. Desde entonces se ha avanzado mucho en la capacidad 
técnica para visualizar la fisiología y fisiopatología cardíacas, incluidos 
el flujo sanguíneo miocárdico, el metabolismo miocárdico y la función 
ventricular. El conocimiento sobre cómo aplicar la información obtenida 
a la asistencia de los pacientes también ha avanzado, junto con el efecto 
de esta información sobre la toma de decisiones clínicas. La función 
de la información obtenida de cualquier intervención radiológica es 
generalmente potenciar el proceso de toma de decisiones clínicas para 
mejorar los síntomas, los resultados clínicos o ambos.
ASPECTOS TÉCNICOS DE LA ADQUISICIÓN, 
REPRESENTACIÓN E INTERPRETACIÓN 
DE LAS IMÁGENES
Tomografía computarizada por emisión 
de fotón único de la perfusión y la función
La técnica de imagen más frecuente en cardiología nuclear es la imagen 
de perfusión miocárdica (IPM) mediante tomografía computarizada por 
emisión de fotón único (SPECT). Tras la inyección del radiomarcador 
escogido, los miocitos viables extraen el isótopo de la sangre y lo retienen 
durante un cierto período. El miocardio emite fotones en proporción a 
la captación del marcador, lo que a su vez se relaciona con la perfusión. 
La cámara estándar utilizada en los estudios de cardiología nuclear, 
una γ-cámara, captura los fotones de rayos γ y convierte la información 
en datos digitales que representan la magnitud de la captación y la 
localización de la emisión. Las emisiones de fotones colisionan a lo largo 
de su trayecto con un cristal detector. Allí se absorben los fotones γ y se 
convierten en acontecimientos de luz visible (un fenómeno γ). Los rayos 
γ emitidos los selecciona para su captura y cuantificación un colimador 
conectado a la porción frontal de un sistema detector con cámara. Se 
suele utilizar colimadores con agujeros paralelos de forma que solo 
se acepten las emisiones de fotones que discurren perpendiculares al 
cabezal de la cámara y paralelas a los agujeros de colimación (fig. 16-1). 
Esta disposición permite una localización adecuada de la fuente 
que emite los rayos γ. Los tubos fotomultiplicadores, el componente 
principal final en la γ -cámara, detectan los fenómenos γ de luz y los 
convierten en una señal eléctrica para procesarlos. El resultado final de 
la SPECT es la creación de múltiples tomografías, o cortes, del órgano 
de interés, formando una imagen digital que representa la distribución 
del radiomarcador a través del órgano.1 Con las IPM mediante SPECT, 
la imagen obtenida representa la distribución de la perfusión a través 
del miocardio.
Adquisición de imágenes con SPECT
Para construir el modelo tridimensional del corazón del que se crean 
las tomografías, los datos de perfusión miocárdica deben tomarse 
desde múltiples ángulos de 180 o 360° alrededor del paciente. Se recogen 
múltiples imágenes, cada una con datos de 20-25 s de emisión. Cada 
una de las «proyecciones» constituye una instantánea bidimensional 
de la perfusión miocárdica desde el ángulo en el cual se adquirió la 
proyección. Después, la información visual de cada uno de los ángulos 
se retroproyecta en una matriz de visualización, lo que crea una recons-
trucción del órgano de interés. Para obtener una información más 
extensa sobre los aspectos técnicos de la SPECT y la reconstrucción de 
imágenes se remite al lector a revisiones detalladas.1
Representación de imágenes con SPECT
A partir de la reconstrucción tridimensional del corazón, se utilizan 
técnicas de procesamiento informático para identificar el eje largo del 
ventrículo izquierdo y se obtienen imágenes tomográficas estandarizadas 
en los tres planos estándar. Las tomografías de eje corto, que representan 
cortes «de tipo rosquilla» del corazón tomadas perpendiculares a su eje 
largo, se muestran comenzando cerca de la punta y moviéndose hacia la 
base. Esta orientación tomográfica es similar a la de la proyección de eje 
corto de la ecocardiografía bidimensional (v. capítulo 14), aunque con 
un desplazamiento en sentido inverso a las agujas del reloj (fig. 16-2A). 
Los cortes tomográficos paralelos al eje largo del corazón y también 
paralelos al eje largo del cuerpo se denominan tomografías en el eje 
largo vertical (fig. 16-2B). Los cortes también paralelos al eje largo 
del corazón pero perpendiculares a los cortes en el eje largo vertical 
se conocen como tomografías en el eje largo horizontal (fig. 16-2C). 
A partir de todos estos planos tomográficos se recoge información 
de todo el miocardio tridimensional y se muestra, lo que minimiza el 
solapamiento de estructuras.
Bases del control de calidad. La calidad de la IPM mediante SPECT 
y la «precisión» de la representación de la perfusión miocárdica regional 
dependen de múltiples aspectos relacionados con el control de la calidad. 
Entre los aspectos relacionados con el paciente y el órgano que se visualiza 
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
262
Ev
a
lu
a
ci
ó
n
 d
El
 p
a
ci
En
tE
III
están la estabilidad de la distribución del marcador en el órgano de interés 
durante el intervalo de adquisición, la falta de movimiento del paciente u 
órgano de interés durante la adquisición y la falta de estructuras situadas 
por encima que atenúen las emisiones de fotones de una región respecto 
a otra a través de imágenes de proyección diferentes. Otros aspectos que 
controlan la calidad tienen que ver con la cámara y el sistema de detección, 
incluida la uniformidad en la eficiencia de la detección de los fotones a 
través del frente de la cámara así como la estabilidad de la cámaraa través 
de toda la órbita de adquisición.2
Al interpretar las imágenes de la SPECT es importante tener en cuenta las 
posibles fuentes de artefactos. Un movimiento ligero del paciente, y con ello 
del corazón fuera de su campo original, produce una alteración en las imágenes 
finales que puede corregirse con un programa informático de corrección del 
movimiento. Se producen con frecuencia artefactos de visualización por los 
efectos de las estructuras situadas por encima que atenúan las emisiones de 
fotones. Estos artefactos están la atenuación de la mama en la mujer y la 
atenuación de la pared inferobasal relacionada con el diafragma, sobre todo 
en los hombres. A continuación se describen estrategias para superar los 
problemas relacionados con la calidad como la atenuación.
Imagen de SPECT de alta velocidad
La tecnología SPECT de alta velocidad introduce un diseño evolucionado 
de esta modalidad de imagen, tanto en términos de adquisición de 
fotón como de algoritmos de reconstrucción. La SPECT estándar con 
colimadores que utilizan agujeros paralelos es intrínsecamente ineficaz, 
ya que solo una proporción relativamente pequeña de la superficie de 
la cámara y el colimador es utilizada para capturar fotones emitidos por 
el corazón. Los avances en las tecnologías de cámaras y colimadores 
han aumentado sustancialmente la eficacia de la captura de recuento, 
mediante diseño de características que permiten que la mayor parte 
del área detectora disponible capte la imagen del campo de visión 
cardíaco, multiplicando, muchas veces, la sensibilidad de recuento. Un 
abordaje utiliza una serie de pequeñas columnas detectoras pixeladas 
en estado sólido, con cristales de teluro de cadmio-cinc o yoduro de 
cesio activado con talio, que proporcionan mucha más información para 
cada rayo γ detectado. Además, el diseño del detector en estado sólido 
con colimadores de tungsteno de gran angular, combinado con un 
nuevo algoritmo de reconstrucción de las imágenes, ofrece auténticas 
imágenes tridimensionales específicas del paciente, localizadas en el 
corazón.3 En comparación con las cámaras de SPECT convencionales, 
los sistemas de SPECT de alta velocidad ofrecen un aumento de hasta 
ocho veces en las tasas de recuento, reduciendo los tiempos del estudio 
de imagen de forma importante, de 14-15 min con una γ-cámara Anger 
convencional a 5-6 min con las nuevas cámaras de estado sólido, mien-
tras que se consigue un aumento de dos veces en la resolución espacial.
Además de las mejoras tecnológicas de las cámaras, también se ha 
registrado una notable evolución del software que regula la recons-
trucción de imagen. Una técnica, la recuperación de resolución, mejora 
la resolución espacial al tiempo que reduce el ruido en las imágenes. 
Los estudios, adquiridos en un tiempo mucho más corto cuando son 
reconstruidos mediante estas técnicas, producen imágenes con la 
misma relación señal-ruido que las de técnicas y control de tiempo 
estándar.3 La reducción en los tiempos del estudio de imagen debería 
traducirse en una mejora en la comodidad y la satisfacción del paciente, 
así como en menos movimiento y, en consecuencia, menos artefactos 
de movimiento debidos a él. Una ventaja adicional de las técnicas de 
imagen de SPECT de alta velocidad es la posibilidad de administrar dosis 
menores de radiofármacos, sin sacrificar la resolución y la calidad de 
la imagen, reduciendo así la dosis de radiación aplicada. La reducción 
en el tiempo de estudio de imagen, junto con la reducción en las dosis 
de radiofármacos, puede ser coste-efectiva, con implicaciones para la 
futura idoneidad del uso de las pruebas de imagen de SPECT.3
Marcadores de perfusión y protocolos de la SPECT
Talio 201
El talio 201 (201Tl) se introdujo en los años setenta e impulsó la aplicación 
clínica de las IPM como complemento a las pruebas de ejercicio en cinta 
continua. El 201Tl es un catión monovalente con propiedades biológicas 
similares a las del potasio. Igual que el potasio es un catión intracelular 
importante en el músculo y prácticamente está ausente en el tejido cica-
tricial, el 201Tl es un radioisótopo adecuado para diferenciar el miocardio 
normal e isquémico del cicatrizado.4 El talio 201 emite 80 keV de energía 
fotónica y tiene una semivida física de 73 h. La captación miocárdica 
inicial tras la inyección i.v. de talio es proporcional al flujo sanguíneo 
regional. La fracción de extracción de primer paso (la proporción 
de marcador extraído de la sangre a medida que pasa a través del 
miocardio) es alta, en torno al 85%. Se transporta a través de la mem-
brana celular del miocito por medio del sistema de transporte del ion 
sodio/potasio (Na+,K+)-adenosina trifosfatasa (ATPasa) y por difusión 
facilitada. La concentración miocárdica máxima de talio se produce 
en los primeros 5 min siguientes a la inyección, con una eliminación 
rápida del compartimiento intravascular. Aunque la captación inicial y 
distribución del talio son sobre todo función del flujo sanguíneo, la redis-
tribución posterior del talio, que comienza en los 10-15 min siguientes 
a la inyección, no se relaciona con el flujo sino con la intensidad de 
eliminación miocárdica del talio, unido al gradiente de concentración de 
talio que hay entre los miocitos y la sangre (fig. e16-1A). La eliminación 
del talio es más rápida desde el miocardio normal con una actividad 
alta de talio comparada con la actividad de talio reducida (miocardio 
isquémico), un proceso denominado lavado diferencial (fig. e16-1B).
Los estudios con talio se diferencian entre los protocolos en los que 
se administra 201Tl en condiciones de esfuerzo y aquellos en los que se 
administra con el paciente en reposo.4 Tras una sobrecarga, la reversión 
de un defecto del talio desde la sobrecarga máxima inicial hasta las 
imágenes de redistribución tardías de 3-4 h o de 24 h es un marcador 
de miocardio viable con isquemia reversible. Cuando el talio se inyecta 
en reposo, la extensión de la reversibilidad de defecto del talio de las 
imágenes en reposo iniciales hasta las imágenes de distribución tardía (a 
las 3-4 h) refleja el miocardio viable con hipoperfusión en reposo. Cuando 
hay miocardio cicatricial, el defecto del talio en reposo o en sobrecarga 
inicial persiste con el tiempo, lo que se denomina defecto irreversible o fijo. 
Pero en algunos pacientes con enfermedad arterial coronaria (EAC), la 
captación inicial de talio durante la sobrecarga puede reducirse mucho, 
y la acumulación del marcador desde el talio recirculante en la sangre 
durante la fase de la redistribución puede ser lenta o incluso faltar por la 
rápida reducción de las concentraciones sanguíneas de talio. El resultado 
es que algunas regiones muy isquémicas, pero viables, pueden no mostrar 
ninguna redistribución en las imágenes precoces (3-4 h) ni en las tardías 
(24 h), incluso aunque haya miocardio viable. El miocardio viable en esta 
situación puede regularse aumentando las concentraciones sanguíneas 
del talio mediante la reinyección de una dosis pequeña (1-2 mCi) de talio 
en reposo. Así, en algunos pacientes es necesario volver a inyectar 
talio para identificar el miocardio viable cuando hay defectos irreversibles 
en las imágenes de redistribución con sobrecarga.
Marcadores con tecnecio 99m
Los marcadores de perfusión miocárdica marcados con tecnecio 99m 
(99mTc) se introdujeron en la clínica en los años noventa.4 El 99mTc emite 
140 keV de energía fotónica y tiene una semivida física de 6 h. A pesar de 
la excelente extracción miocárdica y propiedades cinéticas de flujo del 
201Tl, su espectro de energía de 80 keV es subóptimo para las γ-cámara 
tradicionales (fotópico ideal en 140 keV). Además, la semivida física 
larga del 201Tl (73 h) limita la cantidad de 201Tl que puede administrarse 
para mantenerse dentro de parámetros aceptables de exposición. Luego, 
FIGURA 16-1 Captura de fotones emitidos por una γ-cámara. Las emisiones son 
captadas por un colimador con agujeros paralelos, lo quepermite a los fotones interactuar 
con un cristal detector, y se registran como fenómenos γ. El fenómeno se localiza en la 
base donde el fotón interactúa con el cristal.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
263
C
ard
io
lo
g
ía n
u
clear
16
©
 E
ls
ev
ie
r. 
Fo
to
co
pi
ar
 s
in
 a
ut
or
iz
ac
ió
n 
es
 u
n 
d
el
ito
.
los marcadores que tienen 99mTc mejoran estas dos limitaciones del 201Tl. 
Aunque la Food and Drug Administration (FDA) estadounidense ha 
autorizado tres marcadores que tienen 99mTc –sestamibi, teboroxima y 
tetrofosmina– para detectar la EAC, solo se dispone en la actualidad de 
sestamibi y teboroxima para la clínica.
El sestamibi y la tetrofosmina son compuestos catiónicos liposolubles 
con una fracción de extracción de primer paso en torno al 60%. La 
captación miocárdica y cinética de eliminación de ambos marcadores 
son similares. Atraviesan membranas sarcolémicas y mitocondriales 
de los miocitos mediante una distribución pasiva impulsados por el 
gradiente electroquímico transmembrana, y se retienen dentro de la 
mitocondria.4 Existe una redistribución mínima de estos marcadores 
comparados con el talio. De este modo, los estudios de perfusión 
miocárdica con marcadores con 99mTc requieren dos inyecciones 
separadas, una con sobrecarga máxima y la segunda en reposo.
Existen tres protocolos básicos5 con los marcadores con 99mTc: 1) el 
estudio de un solo día, en el cual se mide el flujo sanguíneo miocárdico 
en reposo y en sobrecarga máxima, o en el orden inverso, mientras 
la primera dosis inyectada es baja (8-12 mCi) y la segunda alta (24-36 
mCi); 2) un estudio de 2 días (que habitualmente se realiza en pacientes 
con una constitución grande) en el cual se inyectan dosis grandes del 
marcador (24-36 mCi) tanto en reposo como en sobrecarga máxima 
para optimizar las cuentas miocárdicas, y 3) una técnica de isótopos 
dual, que combina la inyección del 201Tl en reposo seguida de la 
FIGURA 16-2 Imagen estándar de SPECT. A. Cada imagen de eje corto representa una porción de las paredes anterior, lateral, inferior y septal. B. Las imágenes de eje largo 
vertical representan la pared anterior, la punta y la pared inferior. C. Las imágenes de eje largo horizontal representan el tabique, la punta y las paredes laterales.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
264
Ev
a
lu
a
ci
ó
n
 d
El
 p
a
ci
En
tE
III
inyección de marcador con 99mTc en sobrecarga 
máxima. El último método aprovecha la ventaja 
de las propiedades favorables de cada uno de 
los dos marcadores, incluidas las imágenes de 
la SPECT sincronizada de alta calidad obtenidas 
con 99mTc y la posibilidad de adquirir imágenes de 
redistribución con el 201Tl (4 h antes del estudio de 
sobrecarga o 24 h después de haberse reducido 
la actividad del 99mTc). La tabla 16-1 compara las 
propiedades de los isótopos disponibles para 
las pruebas de imagen de perfusión.
Interpretación e informe de la imagen 
de SPECT
Las imágenes de SPECT de perfusión miocárdica 
pueden ser evaluadas visualmente, de forma 
que la persona que las interpreta describe los 
hallazgos en el patrón de perfusión con el estrés 
e interpreta si los defectos observados en las 
imágenes de estrés son reversibles o no. Dado que 
las imágenes son digitales, puede también utilizarse la ayuda de 
sistemas de análisis cuantitativo computarizado. En la actualidad 
están ampliamente difundidos sistemas con software validado para 
el análisis semicuantitativo o completamente automático de las 
imágenes de perfusión miocárdica de SPECT.
Principios generales de la interpretación y la presentación 
del informe. Para la interpretación de cualquier tipo de imagen, los 
elementos fundamentales a informar son la presencia y localización 
de los defectos de perfusión y si los defectos en las imágenes en 
sobrecarga son reversibles en las imágenes en reposo (lo que implica 
una isquemia inducida por sobrecarga) o si el defecto de perfusión 
por sobrecarga es irreversible o fijo (lo que a menudo implica un 
infarto de miocardio) (fig. 16-3). Además, una parte importante de 
la bibliografía ha demostrado que la extensión y gravedad de las 
anomalías de perfusión se asocian de forma independiente a los 
resultados clínicos (riesgo de episodios adversos con el tiempo) y eso 
contribuye de forma importante a que la información sobre el riesgo de 
estratificación sea comunicada al médico.6 La extensión de la anomalía 
de perfusión se refiere a la cantidad de miocardio o territorio vascular 
que es anormal, y la gravedad se refiere a la magnitud de reducción 
de la captación del marcador en la zona anormal respecto a la normal. En 
las figuras 16-4 a 16-6 se muestran ejemplos de anomalías de perfusión 
miocárdica con SPECT de estrés y reposo de diferentes extensiones y 
gravedad. Estos conceptos implican que no es suficiente describir una 
imagen de perfusión con estrés como «anormal». Por el contrario, 
una interpretación clínicamente relevante debe incluir una descripción de la 
magnitud de la anormalidad, así como de la extensión de la isquemia, 
extensión del infarto y localización en regiones específicas del miocardio 
o territorios vasculares. El informe final debería incorporar todos los datos 
clínicos, el resultado de la prueba de estrés y los datos de la imagen para 
dar una información completa al médico responsable en un tiempo y forma 
apropiados. Las directrices sobre los elementos para las publicaciones 
estandarizadas están disponibles en las sociedades profesionales.7
Para minimizar la subjetividad en la interpretación de las imágenes se 
pueden realizar análisis visuales semicuantitativos o análisis informatizados 
completamente cuantitativos de los datos de la IPM.5 En los análisis visuales 
semicuantitativos se asigna una puntuación que representa la perfusión de 
cada uno de los múltiples segmentos del miocardio. Se ha estandarizado 
un modelo de segmentación para este método dividiendo el miocardio 
en 17 segmentos7 en función de tres cortes de eje corto y un corte de eje 
largo representativo que muestra la punta (fig. e16-2). La perfusión se 
gradúa en una escala de 0 a 4, en la que 0 representa la perfusión normal 
y 4 un defecto de perfusión muy intenso. Las puntuaciones de los 17 
segmentos se unen para obtener la puntuación «sumada». La puntuación 
sumada de las imágenes en sobrecarga, puntuación sumada en sobrecarga 
(PSS) representa la extensión y gravedad de la anomalía de perfusión en 
sobrecarga –la magnitud del defecto de perfusión se relaciona con la 
isquemia y el infarto–. La suma de las 17 puntuaciones segmentarias de 
la imagen en reposo, la puntuación en reposo sumada (PRS) representa 
la extensión del infarto. La puntuación de la diferencia sumada (PDS) 
se obtiene restando PRS a PSS y representa la extensión y gravedad de 
la isquemia inducida por la sobrecarga. Las puntuaciones segmentarias 
pueden asignarse de forma subjetiva por quien interpreta las imágenes 
o automáticamente mediante programas de software ampliamente 
disponibles. Como se dice más adelante, una parte importante de la 
bibliografía ha validado estas puntuaciones, sobre todo las PSS, como 
factores predictivos de la evolución natural.
Debido a que los datos de la IPM mediante SPECT son una representación 
digital de la distribución del radiomarcador, los datos pueden analizarse 
de forma cuantitativa. La técnica más frecuente consiste en crear un perfil 
circunferencialde actividad relativa del marcador alrededor de la tomo-
grafía de interés, como una tomografía de eje corto. Con esta técnica se 
toman los 360° alrededor de la tomografía cada 3-6° a lo largo de un rayo 
que se extiende desde el centro de la imagen (fig. e16-3). Para cada ángulo 
se registran las cuentas máximas en un elemento de imagen («píxel») a 
lo largo del rayo, habitualmente en la porción media del miocardio. Los 
datos pueden dibujarse para crear un perfil del patrón de perfusión de 
esa tomografía respecto al área más «normal» de captación, a la que se 
TABLA 16-1 Propiedades de los marcadores de la SPECT
MaRcadOR SEMivida FÍSica captación
EliMinación 
MiOcÁRdica lavadO diFEREncial EXtRacción MÁXiMa
Talio 201 73 h Activa ∼50% a las 6 h Sí ∼0,7
99mTc-sestamibi 6 h Pasiva Mínima Mínimo 0,39
99mTc-tetrofosmina 6 h Pasiva Mínima Mínimo 0,24
99mTc-teboroxima 6 h Pasiva ∼50% a los 10 min Sí 0,72
FIGURA 16-3 Ejemplos de hallazgos de infarto e isquemia con imágenes de SPECT de esfuerzo/reposo. 
A. Defecto fijo de la pared inferolateral (flechas), con una reducción similar en la captación del marcador tanto 
en imágenes de esfuerzo como de reposo en vistas de eje corto (EC), eje largo horizontal (ELH) y eje largo vertical 
(ELV), hallazgos compatibles con un infarto. B. Defecto reversible de la pared inferolateral (puntas de flecha), 
con una reducción relativa en la captación del marcador en la pared inferolateral en comparación con las otras 
paredes en las imágenes de esfuerzo, con una captación más homogénea en las de reposo. Estos hallazgos son 
compatibles con una disminución de la reserva del flujo en esa área durante el esfuerzo, con perfusión normal en 
reposo, lo que identifica un área de isquemia inducida por esfuerzo.
FIGURA 16-4 Imágenes de SPECT de anomalías en la pared inferior de diferente extensión 
y gravedad. A. Un gran defecto reversible moderadamente grave en la pared inferior (flechas), 
reflejo de una anomalía grave de la reserva del flujo. B. Un defecto reversible más leve en la 
pared inferior (flechas) que refleja una estenosis menos grave o una estenosis más grave con 
colaterales bien desarrolladas que minimizan la gravedad del defecto. En ambos pacientes 
hay un defecto reversible en la mitad de la pared lateral (puntas de flecha). Obsérvese cómo 
brilla la pared lateral respecto al tabique en las imágenes en reposo en comparación con las 
imágenes durante el esfuerzo.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
265
C
ard
io
lo
g
ía n
u
clear
16
©
 E
ls
ev
ie
r. 
Fo
to
co
pi
ar
 s
in
 a
ut
or
iz
ac
ió
n 
es
 u
n 
d
el
ito
.
asigna un valor de captación del 100%. Los perfiles circunferenciales de 
cada paciente pueden compararse directamente con un perfil compuesto 
que represente la perfusión normal. Los datos de perfusión normal se 
crean a menudo a partir de estudios realizados en sujetos normales 
con una probabilidad clínica muy baja de EAC o en aquellos con unas 
arterias coronarias normales conocidas. Se puede obtener una extensión 
cuantitativa de la normalidad (de la cantidad total de miocardio que se sitúa 
por debajo del límite inferior de la normalidad), así como de la gravedad de 
la anomalía de perfusión (la profundidad de la alteración de la perfusión 
del paciente respecto al límite inferior de normalidad).
Los sistemas informáticos más actuales y los programas de análisis tienen 
la capacidad de crear mapas «en ojo de buey» o «polares» que representan 
la perfusión de todo el miocardio tridimensional en un gráfico bidimensional 
(fig. 16-7; v. fig. e16-3). Se pueden obtener datos cuantitativos de la extensión 
de la anomalía de perfusión global, de la anomalía dentro de territorios vas-
culares así como de la extensión de defectos reversibles y fijos. Con frecuencia 
se visualizan como «mapas en negro», en los que a los valores de cualquier 
píxel que caigan por debajo de un número establecido de desviaciones típicas 
por debajo de los límites normales se les asigna el color negro, y la extensión 
de esa alteración se expresa como el porcentaje del supuesto territorio vascular 
y como porcentaje del ventrículo izquierdo (fig. 16-8).
Las directrices para publicaciones también describen los elementos 
de una estructura completa de publicación cuando se utilizan análisis 
cuantitativos y/o semicuantitativos.7
Incorporación de los principios bayesianos 
a la interpretación de las imágenes
Aunque es posible interpretar los datos de la IPM de forma aislada y des-
cribir solo lo que muestran las imágenes, un principio metodológico de 
interpretación más aceptado es que la interpretación final debe tener en 
consideración la totalidad de los datos disponibles. Por tanto, los datos 
del estudio de imagen superpuestos a los datos clínicos y de la prueba 
de esfuerzo ya conocidos, y el médico debería tener en cuenta toda esta 
información cuando se interpreten los datos de la IPM. A este respecto, 
es útil conocer los principios de la probabilidad bayesiana. El teorema de 
Bayes afirma que la probabilidad posterior de enfermedad (o de riesgo de 
un episodio después de una prueba) depende no solo de la sensibilidad 
y la especificidad de la prueba, sino también por la probabilidad previa 
de la enfermedad (v. capítulo 13). Este principio se ilustra en la fi-
gura e16-4. Para un resultado positivo de una prueba dada, la probabilidad 
posterior de la prueba puede ser claramente menor en un paciente con 
una probabilidad previa muy baja de la enfermedad en comparación 
con un paciente diferente con una probabilidad previa mucho mayor 
(v. fig. e16-4A). En la práctica, los resultados de la IPM no son simplemente 
positivos o negativos, sino, más bien, las pruebas «positivas» (es decir, 
anormales) pueden variar desde anormal limítrofe (incertidumbre sobre si 
la alteración puede ser un artefacto o un defecto leve de la perfusión) hasta 
muy anormal (defectos extensos y graves, con una elevada probabilidad 
de ser reales y con poca probabilidad de representar un artefacto). Así, se 
puede considerar que la curva de la «prueba positiva» de la figura e16-4A 
es una familia de curvas positivas, con diferentes implicaciones en relación 
con la probabilidad posterior de enfermedad (v. fig. e16-4B).
La implicación para la interpretación de las imágenes incorporando 
estos conceptos se puede ilustrar considerando un estudio de IPM 
levemente positivo que muestra un pequeño defecto inferobasal leve 
y reversible. Aunque este defecto puede representar una pequeña 
zona de isquemia inferior inducible, la imagen también puede reflejar 
la atenuación por el diafragma de la pared inferobasal que afecta 
principalmente a la imagen obtenida con sobrecarga. La incidencia de 
los datos de la probabilidad previa (es decir, pre-IPM) se ilustra en la 
figura e16-4C. Para un paciente joven con dolor torácico no anginoso, 
la probabilidad de EAC es baja. Si al paciente se le realiza una prueba de 
esfuerzo en cinta continua (PECC), como la porción de esfuerzo de la 
prueba de IPM, y realiza esfuerzo hasta una buena carga de trabajo sin 
síntomas y sin cambios del ECG, la probabilidad post-PECC es aún menor. 
La probabilidad post-PECC entonces se convierte en la probabilidad 
pre-IPM (v. fig. e16-4D). Una prueba positiva, especialmente una prueba 
ligeramente positiva, se sigue asociando a una probabilidad posterior 
relativamente baja de EAC. Un resultado referido como positivo es 
más probable que represente un falso positivo que un resultado 
verdaderamente positivo. Por el contrario, en un paciente de edad 
avanzada al que se evalúa por dolor torácico anginoso, en el que 
reaparecen los síntomas en la PECC y que se presenta con cambios 
positivos en el ECG, la probabilidad pre-IPMes muy elevada y, por 
tanto, los mismos resultados de la IPM tienen una probabilidad mucho 
mayor de representar un hallazgo verdaderamente positivo, y menor 
probabilidad de representar uno falsamente positivo (v. fig. e16-4C, D). 
Estos ejemplos ilustran cómo se pueden incorporar los datos clínicos 
a la interpretación de la IPM, y también cómo pueden incorporarse de 
forma secuencial los principios de la probabilidad bayesiana, de modo 
que el lector de la imagen transmite al médico solicitante información 
que refleja la probabilidad posterior de la enfermedad (y el riesgo), en 
lugar de informar simplemente lo que los datos de la imagen muestran 
de forma aislada.
Signos importantes en el análisis de la SPECT 
más allá de la perfusión miocárdica
Existen otras observaciones anormales que proporcionan información 
adicional más allá de la proporcionada por el patrón de perfusión, como 
la captación pulmonar del marcador (sobre todo del 201Tl) y la dilatación 
isquémica transitoria del ventrículo izquierdo.
Captación pulmonar
En algunos pacientes se observa una captación sustancial del marcador 
en los campos pulmonares tras la sobrecarga que no aparece en reposo 
(fig. 16-9A). Los pacientes con una captación pulmonar tienen a menu-
do una enfermedad grave de múltiples vasos y muestran una elevación 
de la presión de enclavamiento capilar pulmonar y una reducción de 
la fracción de eyección (FE) durante el ejercicio, todo lo cual implica una 
isquemia miocárdica extensa.4 Es probable que la elevación inducida 
por la isquemia de las presiones auricular izquierda y pulmonar reduzca 
el tránsito pulmonar del marcador, lo que permita más tiempo para 
la extracción o la trasudación hacia los espacios intersticiales del 
pulmón, lo que es responsable de este signo visual.
La captación pulmonar de 201Tl se ha validado más extensamente 
que la captación pulmonar de los marcadores con 99mTc, sestamibi y 
FIGURA 16-5 Ejemplos de defectos reversibles únicos del territorio vascular. A. Un defecto reversible de la pared inferior (flechas) en las proyecciones de eje corto (EC) y eje largo 
vertical (ELV), compatible con isquemia inducible en el territorio de la arteria coronaria derecha. B. Un defecto reversible de la pared lateral (flechas) en las proyecciones de EC y eje 
largo horizontal (ELH) (flechas), compatible con isquemia inducible en el territorio de la arteria coronaria circunfleja izquierda. C. Un defecto reversible de la pared anterior (flechas) en 
las proyecciones de EC y ELV, compatible con isquemia inducible en el territorio de la arteria coronaria descendente anterior izquierda (DAI). D. Patrón de perfusión fijo coherente con 
infarto en el territorio de la arteria DAI. Hay defectos fijos que afectan a la punta en la proyección del ELH (puntas de flecha), y a la pared anteroapical y a la punta en la proyección 
del ELV (flechas). E. Patrón de defecto de perfusión fijo que afecta a la pared inferior (flechas) en las proyecciones del EC y el ELV (puntas de flecha) compatible con infarto inferior.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
266
Ev
a
lu
a
ci
ó
n
 d
El
 p
a
ci
En
tE
III
tetrofosmina. Existe una actividad esplácnica o de fondo mínima tras la 
inyección de talio en sobrecarga, lo que permite adquirir las imágenes 
antes o después de la sobrecarga. Además, la propiedad de redis-
tribución del talio exige que la visualización comience relativamente 
poco después de la sobrecarga, y por ello la afectación pulmonar puede 
ser más intensa.
Dilatación isquémica transitoria del ventrículo izquierdo
La dilatación isquémica transitoria se refiere a un patrón de imagen en el 
cual el ventrículo izquierdo (VI) o la cavidad del VI aparecen mayores en 
las imágenes en sobrecarga que en aquellas obtenidas con el paciente 
en reposo6 (fig. 16-9B). En el caso de los pacientes en los que todo el 
VI parece mayor durante la sobrecarga, probablemente la fisiopatología 
se relaciona con una isquemia extensa y una disfunción sistólica post-
isquémica prolongada, lo que da lugar a un VI disfuncional y dilatado 
durante la adquisición en sobrecarga respecto a la adquisición en reposo. 
En otros pacientes, la silueta epicárdica parece similar en reposo y en 
sobrecarga, pero hay una aparente dilatación de la cavidad del VI. Esto 
puede representar una isquemia subendocárdica difusa (captación 
relativamente menor del marcador en el subendocardio que crea el 
aspecto de un aumento de tamaño de la cavidad) y también se asocia 
a una EAC grave y extensa. Los sistemas de procesamiento actuales 
pueden cuantificar automáticamente la dilatación isquémica transitoria.
Tanto la captación pulmonar como la dilatación isquémica transitoria 
proporcionan pistas sobre una EAC más extensa de la que se había sos-
pechado solo por el patrón de perfusión. Ambos signos se han asociado 
a una EAC grave y extensa en la angiografía y a un pronóstico des-
favorable a largo plazo; en consecuencia, estos cambios se consideran 
observaciones de riesgo elevado.
Variaciones normales comunes en la SPECT. Las variaciones 
normales en las imágenes de perfusión pueden interpretarse falsamente 
como un defecto. Estas perturbaciones a partir de un patrón del marcador 
completamente homogéneo alrededor del miocardio se relacionan con 
variaciones estructurales del miocardio, así como con factores técnicos 
asociados a la adquisición de las imágenes.
Un ejemplo es la «caída» de la porción superior del tabique debido a que 
el tabique muscular se fusiona con el tabique membranoso (fig. 16-10A). 
El adelgazamiento apical es otra variación de la normalidad que puede 
confundirse con un defecto de perfusión (fig. 16-10B). La punta del corazón 
es más fina que otras regiones miocárdicas, lo que da este aspecto. En las 
imágenes normales de SPECT, la pared lateral puede aparecer a menudo 
más brillante que el tabique contralateral (fig. 16-10C). Esto no se debe a 
la diferencia entre el flujo sanguíneo miocárdico de la pared lateral y del 
tabique. En cambio, durante la adquisición de la SPECT, la cámara está más 
cerca de la pared lateral del miocardio (cerca de la pared lateral del tórax) que 
del tabique a través de la órbita de la cámara, de modo que las emisiones de 
la pared lateral están sujetas a una menor atenuación de tejidos blandos y la 
adquisición se asocia con una captura de recuento más eficaz de esa región. 
Una revisión cuidadosa de los datos de una serie de voluntarios normales 
o de sujetos con una probabilidad baja de EAC con nuestro propio equipo 
es un paso importante para minimizar la influencia de estas variaciones 
normales en la sensibilidad y especificidad para detectar EAC.
Artefactos técnicos que afectan a la interpretación de las imágenes
Atenuación de fotones. Esta atenuación hace referencia a episodios no 
detectados en el corazón debidos a la interacción de los fotones con el tejido 
FIGURA 16-7 Ejemplo de un gráfico polar en ojo de buey de un paciente con un 
defecto reversible en la pared inferolateral (flecha en el gráfico en ojo de buey durante 
el esfuerzo, superior izquierda). El área negra (en el gráfico negro de extensión, inferior 
izquierda) representa el miocardio que se sitúa por debajo de los límites inferiores de 
normalidad, y en el gráfico de reversibilidad (inferior derecha) el área blanca representa la 
extensión de las anomalías que es reversible (isquémica) en la imagen en reposo. (Imágenes 
por cortesía de Ernest Garcia, PhD.)
FIGURA 16-6 Ejemplos de defectos reversibles en más de un territorio vascular. 
A. Un defecto reversible de la pared lateral (flechas) en la proyección de eje corto (EC) 
y eje largo horizontal (ELH), compatible con isquemia inducible en el territorio de la 
arteriacoronaria circunfleja izquierda (CxI), y un defecto reversible de la pared inferior 
(puntas de flecha) en la proyección de eje largo vertical (ELV), compatible con isquemia 
inducible en el territorio de la arteria coronaria derecha (ACD). B. Un defecto reversible 
de la pared anterior (flechas) en las proyecciones de EC y ELH, compatible con isquemia 
inducible en el territorio de la arteria coronaria descendente anterior izquierda (DAI), y 
un defecto reversible de la pared lateral (puntas de flecha) en las proyecciones de EC 
y ELH, compatible con isquemia inducible en el territorio de la CxI. C. Anomalías de la 
perfusión en los tres territorios vasculares principales: un defecto reversible de la pared 
anterior (flechas) en las proyecciones de EC y ELH, compatible con isquemia inducible 
en el territorio de la DAI; un defecto reversible de la pared lateral (puntas de flecha) en 
las proyecciones de EC y ELH, compatible con isquemia inducible en el territorio de la 
CxI; y un defecto reversible de la pared inferior (puntas de flecha) en la proyección de 
ELV, compatible con isquemia inducible en el territorio de la ACD.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
267
C
ard
io
lo
g
ía n
u
clear
16
©
 E
ls
ev
ie
r. 
Fo
to
co
pi
ar
 s
in
 a
ut
or
iz
ac
ió
n 
es
 u
n 
d
el
ito
.
blando, mama o diafragma interpuestos. Dicha atenuación genera defectos 
en forma de artefactos, tanto en la tomografía por emisión de positrones 
(PET) como en la imagen de SPECT cardíaca, que se asemejan a los defectos 
de perfusión miocárdica verdaderos, reduciendo así la especificidad (es decir, 
incrementando los hallazgos falsos positivos).
Atenuación de la mama. En las pacientes con mamas grandes o 
densas, una atenuación significativa puede crear artefactos que varían 
considerablemente en su aspecto y localización (fig. 16-11). Una revisión 
de cine de las imágenes de proyección originales puede revelar la 
presencia de una potente atenuación de la mama.5 La disponibilidad de 
bases de datos cuantitativas equiparadas por sexos ha tenido un impacto 
favorable, aunque modesto, en este aspecto, ya que dichas bases de 
datos constan, generalmente, de pacientes con cuerpo y tamaño de 
mama medios.
Se han empleado varios abordajes para minimizar el impacto del tejido 
mamario con el fin de mejorar la especificidad (reducir la frecuencia 
de falsos positivos) en mujeres. El mejor documentado es el uso de 
fármacos con 99mTc en imágenes de SPECT con sincronización del ECG 
(v. más adelante). La presencia de movimiento parietal preservado, en 
un contexto de defecto fijo leve o moderadamente grave en la pared 
anterior o anterolateral, indica que no se trata de un infarto y avala la 
interpretación del artefacto de atenuación (v. fig. 16-11). La especificidad 
para descartar la EAC en mujeres ha mejorado significativamente con 
esta técnica.4
Atenuación de la pared inferior. Con frecuencia se encuentran 
artefactos de atenuación de la pared inferior en la SPECT. Este artefacto 
puede deberse a estructuras extracardíacas como el diafragma que se 
solapan con la pared inferior (fig. 16-12). Además, durante la adquisición 
de la SPECT, la mayor distancia entre la pared inferior y la cavidad hace 
que los fotones deban atravesar un tejido más grueso antes de alcanzar los 
detectores, lo que puede incrementar el grado de dispersión y atenuación.
Como con la detección del artefacto de atenuación de la mama, la 
demostración de una conservación del espesor de la pared mediante 
SPECT sincronizada puede ser útil para distinguir la atenuación del 
infarto. La colocación del paciente también puede minimizar el grado de 
atenuación. Cuando se visualiza a los pacientes en decúbito prono,2,5 la 
pared inferior está más cerca del detector, aunque a veces a expensas de 
la calidad de imagen de la pared anterior (v. fig. 16-12).
Artefactos relacionados con la captación extracardíaca del marcador. 
El marcador en las estructuras extracardíacas puede provocar artefactos 
en la SPECT. Cuando una de estas estructuras está cerca del corazón, 
más cuentas pueden alcanzar el detector. Esto puede elevar falsamente 
el número de cuentas que el sistema asigna a la pared cardíaca cercana, 
de forma que la región cardíaca se muestra como una «zona caliente» 
falsa. Una segunda posibilidad es cuando una estructura extracardíaca 
caliente cercana produce un artefacto de «filtro de rampa» o de «lóbulo 
FIGURA 16-8 Ejemplos de hallazgos con imágenes de SPECT de esfuerzo/reposo de isquemia extensa en todos los territorios vasculares y un pequeño infarto. A. Defectos 
reversibles en la pared anterior y la punta (flechas blancas), la pared lateral (flechas amarillas) y la pared inferior (puntas de flecha blancas), compatibles con isquemia inducible en 
todos esos territorios. Hay un pequeño defecto fijo en la base de la pared inferior en las imágenes de tomografía de eje largo vertical (ELV) (puntas de flecha amarillas), compatible 
con un pequeño infarto. B. La cuantificación del mapa polar documenta los defectos que cruzan en todos los territorios vasculares, con reversibilidad extensa (área sombreada 
con líneas blancas, flecha blanca) y un área irreversible pequeña en la pared inferior basal (área oscurecida, flecha amarilla). ACD, arteria coronaria derecha; CxI, arteria circunfleja 
izquierda; DAI, arteria descendente anterior izquierda; EC, eje corto; ELH, proyección del eje largo horizontal.
FIGURA 16-9 A. Aumento en la captación pulmonar de 201Tl (flechas), en imagen plana tomada en proyección anterior. Una captación pulmonar como esta se asocia con una 
EAC extensa y un pronóstico adverso. B. Patrón de perfusión reversible apical compatible con isquemia (flechas) en el territorio de la arteria DAI. También hay dilatación isquémica 
transitoria (DIT), y la cavidad ventricular izquierda es mayor (aparece más dilatada) en las imágenes con sobrecarga y en reposo en las tres proyecciones tomográficas. El cociente 
de DIT cuantitativo era elevado, de 1,49. Aunque el patrón de perfusión indica enfermedad de un solo vaso en la DAI, la presencia de DIT hace que aumente la probabilidad de 
enfermedad multivaso. EC, proyección del eje corto; ELH, proyección del eje largo horizontal; ELV, proyección del eje largo vertical.
FIGURA 16-10 Variaciones normales en las pruebas de imagen de perfusión con 
SPECT. A. «Separación» normal del tabique basal (flechas) que podría verse en las 
tomografías más basales de eje corto. B. Adelgazamiento apical normal (flechas). C. La 
pared lateral es a menudo ligeramente «más caliente» que el tabique, otra variación 
normal.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
268
Ev
a
lu
a
ci
ó
n
 d
El
 p
a
ci
En
tE
III
negativo».2 Este artefacto se debe a una estructura extracardíaca caliente 
«que roba» cuentas del corazón durante el cálculo de las imágenes de la 
SPECT sumadas. El miocardio adyacente aparece falsamente «frío». Si se 
observa una captación extracardíaca importante, la adquisición de imágenes 
puede repetirse tras esperar un período más largo antes de la visualización. 
Hacer que el paciente beba agua fría puede aumentar la eliminación del 
marcador de los órganos viscerales, sobre todo del intestino.
Métodos de corrección de la atenuación
Los fotones de 511 keV que emiten los marcadores radiactivos emisores de 
positrones en la PET se atenúan menos por cada centímetro de tejido blan-
do que los fotones de menor energía de 80-140keV que típicamente emiten 
los marcadores radiactivos de la SPECT. En la SPECT, un único fotón debe 
viajar desde el corazón hasta la cámara; en la PET dos fotones coincidentes 
(es decir, emitidos simultáneamente) deben viajar por todo el cuerpo 
hasta llegar a sus detectores respectivos (v. más adelante «Tomografía por 
emisión de positrones»). Aunque la atenuación total puede ser realmente 
mayor para la PET que para la SPECT, una importante distinción en el 
caso de la PET es que la atenuación es la misma a lo largo de una línea de 
proyección (el trayecto que sigue el par de fotones), independientemente 
de la profundidad dentro del cuerpo en la que tiene lugar la aniquilación. 
Por tanto, en la PET solo se debe conocer la atenuación total en todo el 
cuerpo a lo largo de una dirección específica. Por otro lado, en la SPECT 
es necesario conocer la profundidad exacta a lo largo de una línea de 
proyección en la que se produjo la desintegración radiactiva para corregir 
la atenuación. Por tanto, la corrección de la atenuación en la SPECT es 
teóricamente más difícil. En los últimos años han surgido varios abordajes 
para corregir la atenuación tanto en la PET como en la SPECT, con el 
objetivo de «corregir» los artefactos de atenuación para minimizar los 
defectos falsamente positivos y mejorar la especificidad.
CORRECCIÓN DE LA ATENUACIÓN EN LA PET. Para medir el factor 
de corrección de la atenuación, se llena una varilla que gira alrededor del 
paciente con un emisor de positrones de vida relativamente prolongada de 
germanio 68 o con un emisor de fotones únicos de cesio 137. Primero se 
hace que la varilla gire a una velocidad fija en el caballete y los recuentos 
coincidentes totales se miden sin el paciente (la imagen «blanca») y se 
repiten con el paciente (la imagen de transmisión). El cociente de recuentos 
coincidentes de la imagen «blanca» y de la imagen de transmisión da la 
matriz de factores de corrección de la atenuación necesaria para corregir 
cada una de las líneas de proyección. Una vez que se ha corregido la 
atenuación (y la dispersión) en cada una de las líneas de atenuación, 
se pueden reconstruir los datos de emisión para obtener una imagen 
de emisión con la atenuación corregida para su interpretación clínica. 
Siempre que el paciente no se mueva durante la obtención de la imagen, 
las imágenes de PET cardíaca estarán libres de artefactos de atenuación.
CORRECCIÓN DE LA ATENUACIÓN EN LA SPECT. Para corregir 
los artefactos de atenuación en la SPECT se han intentado abordajes 
similares a la corrección de la atenuación en la PET, aunque no se han 
adoptado de forma generalizada, porque el problema de la corrección de 
la atenuación es fundamentalmente más difícil en la SPECT que en la PET. 
Se dispone de diversas γ-cámara de SPECT que pueden adquirir los datos 
de transmisión y realizar la corrección de la atenuación. Varios estudios 
publicados indican que la incorporación de la corrección de la atenuación 
a la interpretación de la SPECT puede aumentar la especificidad del 
diagnóstico de la EAC. Sin embargo, el mayor coste de los sistemas de 
corrección de la atenuación en la SPECT y el tiempo adicional necesario 
para los estudios de control de calidad, adquisición y procesamiento han 
retrasado la puesta en práctica generalizada de esta tecnología.
A pesar de estas dificultades técnicas, se ha mostrado que la aplica-
ción de la corrección de la atenuación en estudios clínicos multicén-
tricos, con diferentes abordajes de hardware y de software, incrementa 
la exactitud diagnóstica de la SPECT de perfusión miocárdica con sobre-
carga, predominantemente mejorando la especificidad (fig. e16-5). 
Las directrices señalan que la incorporación de la metodología de 
corrección de la atenuación en los estudios de imágenes de perfusión 
SPECT es opcional.2 Esta recomendación asume que, cuando se realiza, 
la metodología de corrección de la atenuación es aplicada por personal 
que conoce bien la técnica con un estricto control de calidad.
Representación de la SPECT sincronizada
Un avance importante en el uso e incluso la aplicación de la IPM 
mediante SPECT ha sido la incorporación de las pruebas de imagen 
FIGURA 16-11 Diagnóstico diferencial de un defecto fijo leve por la incorporación 
de imágenes funcionales sincronizadas. A. Las imágenes condensadas demuestran 
un defecto fijo leve anterior y anteroseptal en las proyecciones de eje corto (EC) y eje 
largo vertical (ELV) (flechas). En una revisión de las imágenes de cine en bruto (no se 
muestra) hubo una sugerencia de sombra de la mama. En consecuencia, este defecto 
puede representar un infarto anterior no transmural o un artefacto compatible con una 
atenuación de la mama. En esta situación, las imágenes funcionales sincronizadas por 
SPECT son útiles para hacer esta distinción. B. En las imágenes sincronizadas, se muestran 
las mismas proyecciones EC y ELV, pero congeladas en telediástole y telesístole. En ambas 
proyecciones, el engrosamiento de la pared en la telediástole y la telesístole (flechas) 
parece normal. Esta apariencia es más compatible con un artefacto de atenuación, 
puesto que se esperaría que un infarto produjera un engrosamiento anómalo de la pared.
FIGURA 16-12 Ejemplo del uso de imágenes en decúbito prono para diferenciar la 
atenuación del diafragma frente a un verdadero defecto. Fila superior. Las imágenes 
en decúbito supino estándar muestran un defecto de perfusión inferior claro (flecha 
blanca). Había una notable superposición de la pared inferior del diafragma en las 
imágenes de proyección simple (no se muestran), y la prueba de esfuerzo fue de muy 
bajo riesgo, lo que indica que el defecto era un falso positivo. Fila inferior. El paciente 
fue recolocado en posición de decúbito prono, que ayuda a crear una mayor separación 
entre el diafragma y la pared inferior. Las imágenes en decúbito prono muestran una 
perfusión normal de la pared inferior (flechas amarillas), lo que señala que el defecto 
observado en decúbito supino era, de hecho, un falso positivo. EC, proyección de eje 
corto; ELV, proyección de eje largo vertical.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
269
C
ard
io
lo
g
ía n
u
clear
16
©
 E
ls
ev
ie
r. 
Fo
to
co
pi
ar
 s
in
 a
ut
or
iz
ac
ió
n 
es
 u
n 
d
el
ito
.
de perfusión con SPECT sincronizada con ECG para la evaluación 
simultánea de la función del VI, y la de la perfusión. Antes del uso de 
la SPECT sincronizada, la información completa de la perfusión y 
de la función requería modalidades de pruebas separadas, como la 
IPM mediante SPECT y una ventriculografía con radioisótopos (RVG, 
radionuclide ventriculography) o un ecocardiograma.
Para evaluar parámetros de la función cardíaca con ecocardiografía 
(v. capítulo 14), los bordes endocárdicos del VI se dibujan sobre varios 
puntos para obtener parámetros, como la FE. En una ventriculografía 
izquierda con contraste, los bordes endocárdicos se dibujan a partir 
de un latido o de una media de varios latidos para calcular la FE. Por 
el contrario, con la IPM, el número de recuentos registrados durante 
un ciclo cardíaco determinado es insuficiente para crear una imagen 
interpretable que valore la función ventricular. Esta limitación se supera 
con una técnica conocida como sincronización con el ECG (fig. 16-13), 
mediante la cual se crea un ciclo cardíaco promedio, que representa 
una media de varios cientos de latidos, adquiridos a lo largo de 8 a 15 min.
Durante una adquisición de imágenes sincronizada con el ECG, 
se monitoriza el ECG del paciente simultáneamente. Cuando se 
detecta el pico de una onda R, la «puerta» se abre y se almacenan varios 
milisegundos de información visual en un «marco». Para unaadquisición 
típica de SPECT sincronizada, cada intervalo R-R se divide en ocho 
marcos. Por ejemplo, si la frecuencia cardíaca del paciente en reposo es 
de 60 latidos/min (1.000 ms/latido), una adquisición de ocho marcos a 
través del ciclo cardíaco comprende 125 ms por marco. Tras registrar los 
primeros 125 ms de imagen en el marco 1, la puerta se cierra y después 
se vuelve a abrir instantáneamente, lo que permite registrar los 125 ms 
de información en el marco 2 (v. fig. 16-13A). Esta secuencia continúa 
a través de números especificados previamente de marcos a través del 
ciclo cardíaco. Cuando el sistema sincronizado con ECG detecta la onda 
R del siguiente latido, la secuencia se repite para cada uno de los latidos 
que aparecen a través de la adquisición de la imagen.
Cuando se registran varios cientos de latidos, puede reconstruirse 
un ciclo cardíaco medio que represente todos los latidos registrados 
volviendo a mostrar los marcos de forma secuencial en un formato de 
cine o película.8 Los primeros marcos representan fenómenos sistólicos 
y los últimos, fenómenos diastólicos (v. fig. 16-13A).
Las imágenes sincronizadas con el ECG de calidad alta requieren 
que los ciclos cardíacos incluidos tengan una longitud de latido razona-
blemente homogénea. Esto suele conseguirse mediante una ventana 
de longitud de latido, donde se programa al sistema de adquisición 
informático para que acepte latidos que tengan solo ciertas longitudes 
de ciclo. Habitualmente se permite adquirir la longitud de latido 
representada por la frecuencia cardíaca media del paciente (1.000 ms 
en el ejemplo precedente) junto con longitudes de latido de hasta el 
10-15% alrededor de la longitud media. Se rechazan ciclos cardíacos 
con longitudes de ciclo por encima o por debajo de sus límites. Por 
ejemplo, no se permitiría la adquisición del ciclo cardíaco corto de la 
onda R de un latido normal respecto a la onda R de una extrasístole 
ventricular (EV), ni el ciclo largo que representa la pausa posterior a 
la EV. Esto tiene sentido fisiológico; el latido corto previo a la EV y el 
latido prolongado posterior a la misma tienen características sistólicas 
y diastólicas diferentes a las de los latidos del ritmo sinusal normal.
Interpretación mediante SPECT sincronizada del movimiento 
regional de la pared. La función sistólica regional normal se dibuja como 
un brillo de la pared durante la sístole2,8 (v. fig. 16-13B). La pared parece 
engrosarse y hay un aparente desplazamiento endocárdico. La evolución 
de la función regional del VI mediante SPECT sincronizada se basa en un 
efecto conocido en la física de imágenes como el efecto de volumen parcial, 
también denominado efecto del coeficiente de recuperación. Cuando los 
objetos que se visualizan se encuentran por debajo de un cierto umbral 
de espesor, la recuperación de cuentas (o fotones) procedentes del objeto 
se relaciona no solamente con la concentración del marcador dentro del 
objeto, sino también con su espesor.8 En el miocardio, habitualmente todo 
el espesor está por debajo del umbral de la SPECT. Aunque la concentración 
del marcador dentro del miocardio es constante durante una adquisición 
de imágenes de SPECT sincronizada, la recuperación de las cuentas (y de 
este modo el brillo del objeto que se está visualizando) se relaciona con 
el espesor de la pared. Luego, durante el engrosamiento sistólico de la 
pared parece que la pared del VI se hace más brillante y gruesa, aunque 
la concentración del isótopo por gramo de tejido miocárdico no haya 
cambiado en realidad. Este principio forma la base de la SPECT sincronizada.
La función miocárdica regional suele evaluarse de forma visual, de 
forma similar al análisis realizado con la ecocardiografía. Las regiones que 
brillan normalmente tienen un funcionamiento sistólico regional normal y 
aquellas con un brillo menor de lo aparente se consideran hipocinéticas. 
Las regiones con un brillo ligero se interpretan como muy hipocinéticas y las 
regiones sin brillo aparente como acinéticas (fig. 16-14). La función regional 
también puede analizarse mediante técnicas cuantitativas y mostrarse en un 
formato de mapa polar, aunque más a menudo se realiza un análisis visual.
Valoración de la función ventricular izquierda global mediante 
SPECT sincronizada. Todos los sistemas informatizados de cámara 
actuales cuentan con un software capaz de cuantificar la función VI global 
y de ofrecer en datos informatizados la FE. Estos métodos informáticos 
están completamente automatizados y son altamente reproducibles. El 
método más frecuente consiste en una interrogación automatizada de 
los bordes epicárdicos y endocárdicos de todas las tomografías en los 
tres planos ortogonales (fig. 16-15A). Estos contornos bidimensionales 
múltiples después se reconstruyen para crear una imagen tridimensional 
en superficie que representa toda la función del VI a través de un ciclo 
cardíaco típico (fig. 16-15B) que puede verse desde cualquier dirección 
mediante una maniobra simple sobre la pantalla del ordenador o el cursor.8 
La imagen tridimensional se acompaña de un cálculo automatizado de la 
FE y de los volúmenes del VI.
FIGURA 16-13 Base de la técnica de la sincronización con el ECG. A. Los datos de 
adquisición nucleares se recogen junto con los del electrocardiograma. El intervalo R-R 
se divide en un número de marcos especificado previamente (en este ejemplo, ocho). 
Con una frecuencia cardíaca de 60 latidos/min (1.000 ms/latido), cada uno de los ocho 
marcos comprendería 125 ms. Durante los primeros 125 ms posteriores al pico de la 
onda R inicial, todos los datos de imagen se recogen en el marco 1; los segundos 125 
ms se recogen en el marco 2 y así hasta que se detecta el pico de la siguiente onda R, 
y esto se repite en cada latido durante la adquisición. Así, el marco 1 representa los 
acontecimientos telediastólicos, y uno de los marcos de la mitad de la adquisición (marco 
4 en este ejemplo) representa acontecimientos telesistólicos. B. Ejemplos de perfusión 
con SPECT sincronizada. Las imágenes de eje corto se ven al final de la diástole y al final 
de la sístole. C. Secuencia temporal similar con imágenes mostradas desde la orientación 
del eje vertical. De forma visual, se observa un engrosamiento y brillo a lo largo de la 
sístole. Estos acontecimientos representan cambios en la función global a lo largo del ciclo 
cardíaco. D. Se muestran imágenes de ventriculografía en equilibrio con radioisótopos 
sincronizada con el ECG en la diástole y al final de la sístole. AD, aurícula derecha; 
AI, aurícula izquierda; VD, ventrículo derecho; RVG, ventriculografía con radioisótopos; 
VI, ventrículo izquierdo. (Modificado de Germano G, Berman DS. Acquisition and proces-
sing for gated SPECT: Technical aspects. In Germano G, Berman DS, editors. Clinical Gated 
Cardiac SPECT. Armonk, NY: Futura; 1999, pp 93-114.)
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
270
Ev
a
lu
a
ci
ó
n
 d
El
 p
a
ci
En
tE
III
Las medidas de la FE procedentes del análisis automatizado de las 
pruebas de imagen de perfusión con SPECT sincronizada con ECG se han 
validado extensamente frente a aquellas obtenidas mediante otras técnicas 
cuantitativas que evalúan la función del VI, como la RVG en equilibrio, 
las medidas invasivas de la ventriculografía izquierda de contraste y la 
resonancia magnética cardíaca (RMC)8 (v. capítulos 17 y 19). A través de 
una amplia variedad de funciones ventriculares, e incluso en el marco de 
defectos de perfusión graves, la SPECT sincronizada con ECG proporciona 
unas estimaciones sólidas y reproducibles de la FEVI.
La incorporación de la SPECT sincronizada con ECG en la adquisición de 
SPECT es ahora habitual en laIPM y lo recomiendan como estándar las direc-
trices actuales.2,5 Como se expone más adelante, la adición de datos de función 
del VI a la información de la perfusión proporciona información pronóstica 
adicional e independiente y posee una importancia práctica para tomar 
decisiones. La SPECT sincronizada también ha sido un avance importante 
para ayudar a diferenciar los artefactos de atenuación del infarto, ya que las 
regiones con cuentas bajas persistentes que muestran un movimiento y espesor 
normales representan artefactos de tejidos blandos en lugar de cicatrices 
(v. fig. 16-11). Luego, la SPECT sincronizada ha mejorado la especificidad de las 
pruebas de imagen de perfusión para excluir la EAC, sobre todo en mujeres.5
Pruebas de imagen de perfusión miocárdica 
planas
Antes de la aplicación generalizada de las pruebas de imagen de 
perfusión tomográficas (SPECT), las pruebas de imagen planas eran el 
método estándar de adquisición y muestra. En las pruebas de imagen 
planas se obtienen tres imágenes bidimensionales separadas con la 
γ -cámara tras la inyección del radiomarcador y su captación por el 
miocardio.2 Las tres proyecciones estándar son la anterior, la oblicua 
anterior izquierda y una más lateral (fig. e16-6).
Una ventaja de las pruebas de imagen planas sobre la SPECT es su 
simplicidad. Cada una de las tres proyecciones puede adquirirse en 5-8 min 
con los pacientes acostados en una camilla con sus brazos a los lados. 
Las pruebas de imagen planas se ven más afectadas por el movimiento 
del paciente que la SPECT. En las pruebas de imagen planas no hay un 
procesamiento extenso de la imagen como en la SPECT, y, por tanto, existen 
pocas fuentes de posibles errores y artefactos. No obstante, debido a su 
naturaleza bidimensional, la imagen plana, en cada una de sus proyecciones 
estándar, genera un sustancial solapamiento de las regiones miocárdicas, 
con menor diferenciación y con anomalías de perfusión más pequeñas y 
particularmente leves. La orientación más estándar de la SPECT facilita el 
conocimiento de la localización de las anomalías de la perfusión.
En la práctica actual, las pruebas de imagen planas pueden utilizarse 
en los pacientes que no toleran la posición que debe mantenerse durante 
una adquisición de SPECT, en aquellos que tienen dificultades para 
enfrentarse a la gran cámara de la SPECT situada tan cerca del cuerpo 
o en aquellos con una gran constitución que sobrepase los límites de 
tamaño y peso de los sistemas de SPECT.5
Ventriculografía o angiografía 
con radioisótopos
La angiografía con radioisótopos, también conocida como RVG o 
pruebas de imagen de la reserva sanguínea, puede realizarse mediante 
técnicas de primer paso o sincronizadas en equilibrio.8 La técnica en 
equilibrio se denomina a menudo estudio de adquisición sincronizada 
múltiple (MUGA). Aunque las dos técnicas utilizan marcadores y 
métodos de registros de datos específicos, proporcionan resultados 
similares de la FE global y de los volúmenes de las cavidades. Ambas 
técnicas proporcionan un medio muy reproducible de cuantificar la FE 
del VI y del ventrículo derecho (VD).
Angiografía o ventriculografía con radioisótopos 
en equilibrio (imagen de reserva sanguínea sincronizada)
En los estudios de RVG en equilibrio, los datos se registran en un sistema 
informático sincronizado con la onda R del ECG del paciente de forma 
similar a la SPECT sincronizada con ECG (v. fig. 16-13). Para el marcado 
de la reserva sanguínea, el 99mTc se une a los eritrocitos o a la albúmina. El 
contraste de la imagen suele ser mejor con los eritrocitos marcados con 
99mTc, pero la albúmina marcada con 99mTc es preferible en pacientes en 
los que puede ser difícil marcar los eritrocitos. El marcado de eritrocitos 
con 99mTc pertecnetato requiere un agente reductor, pirofosfato de estaño, 
que se administra 15-30 min antes de la inyección de pertecnetato.
Adquisición de imágenes. Aunque se registran pocas cuentas durante 
un solo ciclo cardíaco sincronizado con la ECG, la suma de cuentas de 800 
a 1.000 ciclos cardíacos produce un ciclo cardíaco promedio con una reso-
lución alta. Las imágenes del corazón suelen adquirirse en tres proyecciones 
estándar: la anterior, la oblicua anterior izquierda «mejor septal» (mejor 
separación entre los ventrículos derecho o izquierdo) y la lateral izquierda (u 
oblicua posterior izquierda). La velocidad mínima de marcos para un estudio 
de RVG en reposo es de 16 marcos/ciclo (aproximadamente 50 ms/marco).8 
Para una evaluación cuantitativa de los índices diastólicos y de la FE regional, 
el envío de marcos debe aumentarse a 32 marcos/ciclo (aproximadamente 
25 ms/marco). Para una estadística adecuada de las cuentas, las imágenes 
se adquieren para una cuenta preseleccionada de al menos 250.000 por 
marco o una densidad de cuentas de 300 cuentas por píxel, que corresponde 
a un tiempo de adquisición de 5-10 min por proyección. Para estudios en 
ejercicio pueden obtenerse cuentas adecuadas en la mejor proyección del 
tabique con una adquisición de 2 min utilizando un colimador de sensibilidad 
alta. Las arritmias, como las EV múltiples, pueden afectar adversamente al 
estudio si estos latidos constituyen más del 10% del total. En los pacientes 
con una fibrilación auricular puede haber una considerada variabilidad entre 
un latido y otro, y la FE media obtenida sobre el período de adquisición puede 
infravalorar la FEVI real.8
Representación y análisis de la imagen. La inspección cualitativa 
de los estudios de equilibrio como un asa cinemática sin fin del ciclo car-
díaco (v. fig. 16-13D) permite evaluar: 1) el tamaño de las cavidades 
cardíacas y de los grandes vasos; 2) el movimiento regional de la pared; 
3) la función global (evaluación cualitativa) (fig. e16-7); 4) el espesor de la 
pared ventricular, el derrame pericárdico o la almohadilla grasa o las masas 
pericárdicas, y 5) la captación extracardíaca, como la esplenomegalia. 
La cuantificación de los índices sistólico y diastólico y de los volúmenes 
se obtiene de la curva tiempo-actividad ventricular,8 que es análoga a 
la curva de tiempo-volumen angiográfica (fig. e16-8). Además de la 
curva tiempo-actividad, se pueden producir imágenes funcionales, como 
las imágenes de amplitud y de fase, que han sido útiles para describir 
anomalías de movimiento de la pared regional y asincronía.
Angiografía o ventriculografía de primer paso 
con radioisótopos
En los estudios de RVG de primer paso, el bolo de radiactividad pasa 
inicialmente a través de las cavidades derechas del corazón, después a 
través de los pulmones y finalmente a través de las cavidades izquierdas 
del corazón. Los radiofármacos utilizados para este objetivo deben 
producir recuentos adecuados en un período corto con una dosis de 
radiación aceptablemente baja para el paciente.8
Adquisición de imágenes. Las imágenes se adquieren muy rápida-
mente a medida que el marcador pasa a través de las cavidades cardíacas. 
La separación de los ventrículos derecho o izquierdo se consigue debido 
a la separación temporal del bolo. La calidad de imagen se relaciona 
con la técnica de inyección, que debe ser rápida (2-3 s) para conseguir 
un bolo sin interrupciones (fig. e16-9). Las imágenes se adquieren en 
la posición en decúbito supino tras la inyección rápida de 10 a 25 mCi 
FIGURA 16-14 Ejemplos de disfunción regional detectada con SPECT sincronizada 
con ECG. A. La región inferior hipocinética parece brillar menos (flechas) que las otras 
regiones desde la diástole hasta la sístole. La pared lateral también brilla menos que el 
tabique normal, por lo que podría interpretarse como hipocinética. B. La punta acinética 
en el eje largo horizontal (flechas) parece no haber cambiado de la diástole a la sístole, 
al contrario que el engrosamiento normal de las paredes laterales (brillante).
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente.No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
271
C
ard
io
lo
g
ía n
u
clear
16
©
 E
ls
ev
ie
r. 
Fo
to
co
pi
ar
 s
in
 a
ut
or
iz
ac
ió
n 
es
 u
n 
d
el
ito
.
de marcador (dependiendo del tipo de 
cámara/cristal) a través de un catéter 
i.v. de calibre 18 o mayor colocado en 
la vena yugular externa o antecubital 
medial. Se utiliza una proyección oblicua 
anterior derecha ligera (20-30°) para 
optimizar la separación entre la aurícula 
y los grandes vasos y los ventrículos y 
visualizar paralelos a sus ejes largos. 
Aunque la proyección oblicua anterior 
derecha maximiza el solapamiento de 
los ventrículos derecho e izquierdo, 
esto no es un problema en la mayoría 
de los pacientes porque el momento 
en que aparece el marcador identifica 
con fiabilidad cada cavidad de forma 
secuencial. Se puede utilizar una dosis 
de marcador de 1 mCi para asegurar 
una colocación adecuada de forma 
que los ventrículos derecho e izquierdo 
estén en el campo de visión.
Análisis de la imagen. Para identificar 
las fases del VD y del VI, las regiones de 
interés se dibujan alrededor de los ven-
trículos derecho e izquierdo al final de 
la diástole.8 Se generan curvas tiempo-
actividad y se utilizan los ciclos de 
alrededor de la curva tiempo-actividad 
máxima o alrededor de ella para calcular 
las FE. En general, se suman dos a cinco 
ciclos cardíacos para la fase del VD, y 
cinco a siete ciclos para la fase del VI. 
A partir de estos datos se realiza un 
análisis cuantitativo de la FEVI y la FEVD.
Comparación de las técnicas 
de equilibrio y de primer paso
Las ventajas de la técnica del primer 
paso son el cociente objetivo-fondo alto, 
una separación temporal más definida 
de las cavidades cardíacas y la rapidez 
de v isualización. La FEVD puede 
evaluarse más fácilmente utilizando la 
técnica del primer paso por la separa-
ción más precisa de esta estructura de 
las otras cavidades con esta técnica. Las 
ventajas de la técnica de equilibrio son 
la posibilidad de repetir la evaluación 
de la función cardíaca en condiciones 
fisiológicas que varían con rapidez, la 
elevada densidad de las cuentas y la 
adquisición de imágenes en múltiples 
proyecciones. En la práctica actual se 
utiliza con más frecuencia la técnica de 
equilibrio.2,5
Tomografía por emisión 
de positrones
Debido a las capacidades de cuantifica-
ción de la PET, con ella se pueden medir la perfusión y el metabolismo 
miocárdicos en términos cuantitativos absolutos, una posible ventaja 
respecto a la SPECT. Los radiomarcadores utilizados en la PET se marcan 
con isótopos emisores de positrones que tienen propiedades físicas y 
químicas idénticas a los de los elementos naturales, como el carbono, 
el oxígeno, el nitrógeno y el flúor. La incorporación de estos elementos 
permite interrogar sobre procesos fisiológicos relevantes en estados 
normales y morbosos.4 Aunque la mayoría de los radiomarcadores 
emisores de positrones se producen con ciclotrones y tienen semividas 
cortas, la obtención de isótopos emisores de protones producidos por 
generadores, como el rubidio 82 (82Rb) hace posible que los laboratorios 
realicen estudios de PET cardíacos sin disponer de un ciclotrón.
Los radiomarcadores de PET cardíacos disponibles para la clínica 
se incluyen dentro de dos categorías amplias: los que evalúan la 
perfusión miocárdica y los que evalúan el metabolismo miocárdico 
(tabla 16-2).4 Los marcadores de perfusión, 82Rb y 13N-amoníaco, y el 
marcador metabólico miocárdico 2-18F-fluoro-2-desoxiglucosa (FDG) 
han conseguido la autorización de la FDA.
Adquisición de imágenes. La PET emplea un sistema de cámara 
diseñado para optimizar la detección de radioisótopos emisores de 
positrones. El proceso por el cual un radioisótopo emisor de positrones 
intenta estabilizarse en el tiempo se denomina decaimiento β, y se produce 
cuando el núcleo de un átomo emite un positrón, una partícula β con 
carga positiva (fig. 16-16). Después de que el núcleo emite un positrón 
con un elevado contenido energético, viaja unos pocos milímetros en el 
tejido y colisiona con un electrón (una partícula β con carga negativa). Esta 
colisión provoca una aniquilación completa del positrón y el electrón, con 
conversión a energía en forma de radiación electromagnética compues-
ta de dos rayos γ de energía alta, cada uno con 511 keV de energía. 
Los rayos γ producidos viajan en direcciones perfectamente opuestas 
FIGURA 16-15 A. Imágenes de perfusión con SPECT sincronizada con ECG en el eje corto (EC), el eje largo vertical (ELV) 
y el eje largo horizontal (ELH) que se muestran congeladas en el final de la diástole (columna izquierda) y el final de la sístole 
(columna central). Se muestran los bordes endocárdico y epicárdico en los marcos diastólicos asignados automáticamente 
por el programa de análisis informático (columna derecha). B. A partir de los contornos creados de todas las tomografías 
bidimensionales, puede crearse una imagen de superficie tridimensional del ventrículo izquierdo y mostrarse en múltiples 
orientaciones; aquí, congeladas al final de la diástole (izquierda) y al final de la sístole (derecha). La «malla» verde representa el 
epicardio y la superficie gris el endocardio. La fracción de eyección (FE) se cuantifica a partir del cambio de volumen. Durante 
su interpretación, las imágenes de SPECT sincronizada se muestran en formato cine como una película en asa sin fin en lugar 
de en forma de marcos congelados como aquí.
Descargado para Anonymous User (n/a) en National Autonomous University of Mexico de ClinicalKey.es por Elsevier en enero 12, 2020.
Para uso personal exclusivamente. No se permiten otros usos sin autorización. Copyright ©2020. Elsevier Inc. Todos los derechos reservados.
https://booksmedicos.org
https://booksmedicos.org
272
Ev
a
lu
a
ci
ó
n
 d
El
 p
a
ci
En
tE
III
(180° entre sí). Los detectores de PET se pueden programar para registrar 
solo acontecimientos con una coincidencia temporal de fotones que 
golpean directamente a detectores opuestos. El resultado de tal detección 
de coincidencia selectiva es que la PET tiene una mejor resolución espacial 
y temporal que la SPECT.9 Al contrario que el procedimiento de SPECT, 
en el cual se utiliza un colimador extrínseco para limitar la dirección con 
la cual los protones entran en el detector, la detección de coincidencia 
con PET proporciona una colimación «intrínseca» y mejora la sensibilidad 
de la cámara.
Además, una distinción importante entre la PET y la SPECT es la facilidad 
del marcado de sustratos primarios para el metabolismo energético y 
subtipos de receptor de membrana en el corazón, lo que permite valorar 
dichas vías en vivo. Además, el modo dinámico con PET permite un análisis 
del cambio del contenido del marcador en una región cardíaca específica 
de interés con el tiempo permitiendo una interrogación potencial de la 
velocidad de cambio de un proceso fisiológico.
Análisis de la imagen. Los datos de emisión se muestran en forma de 
tomografías en las proyecciones en eje largo horizontal y vertical y en eje 
corto similar a la pantalla de la SPECT.9 Si los datos se adquieren en modo 
dinámico, con un modelo matemático adecuado, los datos de perfusión 
y metabolismo miocárdicos pueden mostrarse en términos absolutos: en 
mililitros por gramo por minuto para el flujo de sangre y moles por gramo 
por minuto para el metabolismo.
Marcadores de perfusión con PET
Los marcadores de perfusión con PET pueden dividirse en dos tipos: 
1) marcadores que difunden libremente, que se acumulan y son lavados 
del tejido miocárdico en función del flujo sanguíneo, y 2) marcadores 
no difusibles caracterizados por su retención en el tejido miocárdico en 
función del flujo sanguíneo.4,9 El lavado fisiológico rápido de los marca-
dores libremente difusibles, como el agua marcada con 15O, posibilita la 
realización de estudios repetidos con una