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Los valores de la figura corresponden a la totalidad de la muestra (procedimientos diagnósticos y terapéuticos). Un 4,6% de los procedimientos tienen dosis superiores al doble del tercer cuartil (considerado como del nivel de referencia local). Las cifras de la parte inferior presentan los descriptores estadísticos de la muestra. KAP (<span class="elsevierStyleItalic">Kerma Area Product</span>) es el acrónimo que recomienda utilizar la Comisión Internacional de Unidades Radiológicas y es equivalente al PDA (Producto Dosis Área).</p>" ] ] ] "autores" => array:1 [ 0 => array:2 [ "autoresLista" => "E. Vañó Carruana, J.M. Fernández Soto, R.M. Sánchez Casanueva, J.I. Ten Morón" "autores" => array:4 [ 0 => array:2 [ "nombre" => "E." "apellidos" => "Vañó Carruana" ] 1 => array:2 [ "nombre" => "J.M." "apellidos" => "Fernández Soto" ] 2 => array:2 [ "nombre" => "R.M." "apellidos" => "Sánchez Casanueva" ] 3 => array:2 [ "nombre" => "J.I." 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Distribuciones de dosis sobre un maniquí en adquisición con mA constante (A) y con modulación adaptada a la mama (B). En esta última se adquiere con mA constante (valor máximo) cuando las mamas no se irradian directamente (arco con línea continua) y el valor de mA disminuye al irradiar directamente el tejido a proteger (arco con línea discontinua), lo que proporciona una reducción de la dosis apreciable en la mama. El lector puede ver esta figura a color en la versión electrónica del artículo.</p>" ] ] ] "textoCompleto" => "<span class="elsevierStyleSections"><span id="sec0005" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0025">Introducción</span><p id="par0005" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La tomografía computarizada (TC) es una técnica de uso creciente en los servicios de radiodiagnóstico. Desde su introducción en la práctica clínica ha experimentado una evolución tecnológica progresiva y sus indicaciones han crecido paralelamente de forma espectacular, especialmente en las 2 últimas décadas, lo que ha propiciado un aumento sostenido del número de exámenes de TC en los países de nuestro entorno socioeconómico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0005"><span class="elsevierStyleSup">1–6</span></a>.</p><p id="par0010" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Las mejoras e innovaciones técnicas introducidas en los equipos de TC multicorte o multidetector (TCMC) más modernos permiten obtener imágenes con una resolución espacial isotrópica submilimétrica y una resolución temporal ≤<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>100<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>ms. Esto posibilita efectuar múltiples fases en un mismo examen así como reconstrucciones en cualquier plano del espacio y volumétricas, lo que ofrece un amplio abanico de aplicaciones en radiología vascular, cardiología, perfusión cerebral, traumatología, intervencionismo y oncología, y supone un beneficio para los pacientes. Sin embargo, la dosis de radiación promedio impartida al paciente en un examen de TC es alta, típicamente un orden de magnitud mayor que las de exámenes convencionales con rayos X, y ha aumentado con la implantación de los equipos de TCMC en la práctica clínica<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0015"><span class="elsevierStyleSup">3–5,7,8</span></a>. Con el uso creciente de la TC para el diagnóstico médico, es la técnica de radiodiagnóstico que más contribuye a la dosis de radiación colectiva<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0045"><span class="elsevierStyleSup">9</span></a>.</p><p id="par0015" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Como existen riesgos relacionados con el uso de radiaciones ionizantes, todos los exámenes de TC deben estar justificados de forma que aporten un beneficio al paciente. Esto implica utilizar como alternativa, siempre que sea posible, otras técnicas sin esos riesgos, como los ultrasonidos o la resonancia magnética, si con ellas puede obtenerse información diagnóstica equivalente. Además, es responsabilidad de los radiólogos optimizar los protocolos de examen para obtener imágenes con calidad diagnóstica suficiente con la dosis tan baja como sea posible. La optimización como herramienta de protección radiológica tiene más trascendencia en pacientes especialmente sensibles a las radiaciones ionizantes, como los niños y las mujeres jóvenes o embarazadas<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0050"><span class="elsevierStyleSup">10–13</span></a>.</p><p id="par0020" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La preocupación por las dosis impartidas en los exámenes de TC a los pacientes individuales y a la población en su conjunto ha dado lugar a diferentes recomendaciones de organismos oficiales y de sociedades científicas y profesionales para optimizar su uso<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0070"><span class="elsevierStyleSup">14–19</span></a>. Muchas de ellas han sido recogidas en iniciativas legislativas y asumidas por los fabricantes de los equipos de TC.</p><p id="par0025" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En este trabajo se resumen distintas herramientas de las que disponen los equipos de TC para reducir las dosis de radiación; entre ellas los distintos modos de modulación de la intensidad de corriente del tubo (mA), de selección automática de los valores de tensión del tubo (kV), la protección selectiva de órganos, la colimación adaptativa y la reconstrucción iterativa.</p></span><span id="sec0010" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0030">Sistemas de modulación automática de la exposición</span><p id="par0030" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los sistemas o dispositivos de control automático de exposición (CAE) adaptan esta a las características morfológicas del paciente y vienen utilizándose en los equipos de radiología convencional desde hace mucho tiempo. Antes de utilizar estos sistemas en los equipos de TC, para ajustar la técnica de examen en pacientes adultos con diferente masa corporal se modificaba casi exclusivamente el valor de carga del tubo (mAs); en el caso de pacientes pediátricos se cambiaba también el valor del kV<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0100"><span class="elsevierStyleSup">20–22</span></a>. Para optimizar los protocolos se han llevado a cabo estudios, bien modificando la exposición sobre maniquíes, bien añadiendo ruido a imágenes de pacientes reales y evaluando la visibilidad de los detalles de la imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0115"><span class="elsevierStyleSup">23–26</span></a>. La incorporación del CAE en los equipos de TC permite adaptar la corriente del tubo de modo más directo y eficaz a las necesidades diagnósticas de un examen sin detrimento de la calidad de imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0135"><span class="elsevierStyleSup">27–30</span></a>.</p><p id="par0035" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En estos sistemas el ajuste de la intensidad de corriente del tubo (mA) se aplica siguiendo distintas estrategias: a partir de las características morfológicas del paciente o de la zona anatómica a estudiar o, en otros casos, reduciendo la corriente en las proyecciones que no se usan para reconstruir las imágenes. Es importante advertir que estos sistemas tienen muy poca aplicación en ciertas áreas como la cabeza y las extremidades.</p><p id="par0040" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La calidad de imagen viene determinada esencialmente por el ruido, que es inversamente proporcional a la raíz cuadrada del valor de carga de tubo aplicada en cada vuelta, pero también depende de la atenuación que sufren los rayos X, que es diferente según el tamaño y las características anatómicas y morfológicas del paciente (a mayor atenuación, imágenes con más ruido). En particular, el ruido afecta a la calidad de imagen porque enmascara los detalles de bajo contraste, en los que la técnica de TC marca diferencias con el radiodiagnóstico convencional. El ruido se caracteriza mediante la desviación típica del valor de píxel en una región de composición homogénea.</p><p id="par0045" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Todos los equipos más modernos de TC disponen de diversos sistemas de CAE. Los más relevantes son los sistemas de modulación de corriente adaptados a la morfología del paciente (longitudinal y angular), los de modulación de corriente por sincronización con la señal de un electrocardiograma (ECG) y los de protección de un órgano en una localización particular. La adaptación de mA está relacionada con el resto de parámetros de adquisición (kV, tiempo de rotación, FOV de adquisición, configuración del detector, factor de paso o <span class="elsevierStyleItalic">pitch</span> y, en algunos casos, el filtro de reconstrucción) seleccionados en un protocolo.</p><span id="sec0015" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0035">Modulación en función de características anatómicas del paciente</span><span id="sec0020" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0040">Modulación en el eje Z o longitudinal</span><p id="par0050" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La corriente del tubo se adapta para mantener una calidad de imagen constante a lo largo de la región examinada, compensando las diferencias de atenuación en el paciente a lo largo del eje longitudinal, basándose en los datos obtenidos en la radiografía de planificación. En las zonas con gran atenuación, la corriente del tubo será mayor que en aquellas con poca atenuación. En la <a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0005">figura 1</a> se representa la variación de mA en la adquisición en función de la atenuación a lo largo del eje Z del paciente en un examen de tórax.</p><elsevierMultimedia ident="fig0005"></elsevierMultimedia><p id="par0055" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Aunque todos los equipos disponen de esta opción, en algunos solo puede aplicarse en combinación con la modulación angular.</p></span><span id="sec0025" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0045">Modulación angular en el plano X-Y</span><p id="par0060" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Este sistema compensa las diferencias de atenuación en los diferentes ángulos de proyección en el plano X-Y (axial) variando el valor de mA a lo largo del estudio mientras el tubo de rayos X gira en torno al paciente. De este modo, la carga del tubo disminuye en las proyecciones en las que la atenuación del haz de radiación es menor y aumenta cuando la atenuación es mayor.</p><p id="par0065" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Es especialmente efectivo para reducir la dosis en las regiones del paciente más asimétricas, como los hombros y la cadera, y permite evitar artefactos debidos a la pérdida de señal en los detectores (<span class="elsevierStyleItalic">photon starvation</span>) que ocurre en esas zonas. En la <a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0010">figura 2</a> se representan las distribuciones de dosis obtenidas mediante simulación por el método de Monte Carlo de una adquisición con mA constante (A) y otra con modulación angular (B) sobre un maniquí elíptico. Puede verse que al aplicar la modulación angular el equipo selecciona el valor máximo de mA en la dirección horizontal, con mayor atenuación. El valor de mA disminuye hasta alcanzar el valor mínimo en la dirección vertical, con menor atenuación. La comparación permite apreciar que la distribución de dosis es más uniforme al aplicar la modulación, así como la reducción de dosis obtenida. Esto se consigue sin aumentar en exceso el ruido global en la imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0135"><span class="elsevierStyleSup">27–30</span></a>.</p><elsevierMultimedia ident="fig0010"></elsevierMultimedia><p id="par0070" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La modulación angular puede conseguirse de 2 formas: una, que se basa en las radiografías de planificación para definir aproximadamente la variación angular de corriente, y otra, en la que el valor de mA se adapta en tiempo real utilizando la información sobre los perfiles de atenuación medidos en la media vuelta anterior del tubo (180°). Esta última permite un ajuste más preciso a las características del paciente.</p></span><span id="sec0030" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0050">Modulación combinada</span><p id="par0075" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En esta técnica se aplican conjuntamente la modulación a lo largo del eje Z y la angular, que como ya se ha mencionado no pueden utilizarse por separado en algunos equipos. Hay diferentes versiones dependiendo de los fabricantes, siendo posible en algunas de ellas, seleccionar diferentes niveles de ajuste.</p><p id="par0080" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Al usar cualquiera de los sistemas descritos, la calidad de imagen del examen debe seleccionarse previamente, estableciendo el valor de ruido tolerable (expresado como índice de ruido o como el valor promedio del ruido en una región de interés) o un valor de mAs efectivo de referencia. En algunos equipos, el sistema ajusta el valor de mA durante la adquisición para que todas las imágenes del estudio tengan un nivel de ruido similar al de una de referencia previamente seleccionada<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0140"><span class="elsevierStyleSup">28,29</span></a>. En general el operador tiene la opción de seleccionar los valores máximos y mínimos de corriente a la hora de aplicar la modulación, garantizando valores umbrales para el ruido y la dosis.</p><p id="par0085" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En los equipos que utilizan un paciente de referencia, este se define como un «adulto típico» con un peso de 70-80<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>kg o como un «niño típico» con un peso de 20<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>kg en el caso de exámenes pediátricos<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0155"><span class="elsevierStyleSup">31</span></a>. En los sistemas combinados es posible seleccionar entre diferentes grados o categorías de modulación («débil»/«normal»/«fuerte» o «alta calidad»/«estándar»/«baja dosis»). Algunos equipos más recientes ofrecen hasta 5 opciones.</p></span></span><span id="sec0035" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0055">Reducciones de dosis en la práctica clínica</span><p id="par0090" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Se han publicado numerosos trabajos que evalúan los ahorros de dosis en maniquíes antropomórficos y pacientes reales utilizando los sistemas de control automático de la exposición adaptados a la anatomía de pacientes adultos y pediátricos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0155"><span class="elsevierStyleSup">31–43</span></a>. Las reducciones de dosis publicadas están en el rango 20-36% en estudios de cuello; 18-26% en tórax; 10-66% en abdomen y pelvis; y 44-68% en columna cervical y lumbar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0220"><span class="elsevierStyleSup">44</span></a>. Las amplias diferencias de dosis en algunas de esas regiones se deben en parte a que las indicaciones para los exámenes incluidos fueron muy variables. Es importante recalcar que no todas las indicaciones en una misma área anatómica requieren la misma calidad de imagen para el diagnóstico<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0075"><span class="elsevierStyleSup">15</span></a>.</p><p id="par0095" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En los equipos de TCMC, para pacientes pediátricos, la efectividad de los sistemas de modulación está limitada en parte por su pequeño tamaño. Los ahorros de dosis en estudios con maniquíes pediátricos han sido claramente menores que los obtenidos con maniquíes adultos<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0210"><span class="elsevierStyleSup">42</span></a>. Se han publicado disminuciones de dosis entre el 10-61% en ciertos órganos (tiroides, pulmón, esófago y mama) de pacientes con edades comprendidas entre uno y 10 años; en cambio, se detectaron aumentos de dosis en otros órganos (glándulas salivares, vejiga y ovarios) entre el 22-70%<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0215"><span class="elsevierStyleSup">43</span></a>.</p></span><span id="sec0040" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0060">Protección selectiva de órganos</span><p id="par0100" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Para reducir la dosis absorbida en órganos superficiales radiosensibles, como el cristalino, el tiroides y la mama, que están expuestos directamente al haz de rayos X se pueden aplicar distintos métodos.</p><p id="par0105" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Uno de ellos consiste en usar un tipo de modulación angular de la corriente del tubo adaptada a la posición de órganos críticos. El valor de mA se reduce durante un intervalo angular en la rotación del tubo, cuando este se encuentra directamente sobre el órgano concreto, y vuelve a aumentar cuando el tubo se aleja de esa zona<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0225"><span class="elsevierStyleSup">45</span></a>. Varios estudios han mostrado que esta técnica permite reducciones de dosis absorbida en la mama o el tiroides entre el 20-38% sin pérdida de calidad de imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0230"><span class="elsevierStyleSup">46,47</span></a>. Esta modulación, que varía la distribución de las dosis entre los distintos órganos, no implica necesariamente una reducción global en la dosis asociada a la prueba. En la <a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0015">figura 3</a> se muestran las distribuciones de dosis obtenidas mediante simulación por Monte Carlo al aplicar la modulación angular adaptada a la mama sobre un maniquí antropomórfico adulto femenino. Se comparan las dosis obtenidas con mA fijo y las correspondientes a la modulación progresiva de mA (en promedio un 41% del valor máximo) en un ángulo en abanico de 115°, simétrico respecto al eje Y. Se obtiene así una reducción de dosis en mama del 37%.</p><elsevierMultimedia ident="fig0015"></elsevierMultimedia><p id="par0110" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Otro método está basado en el uso de protectores de diferentes materiales, preferentemente bismuto, colocados delante de estos órganos, lo que atenúa el haz de radiación (20–50%), aunque algunos estudios han mostrado aparejada una reducción en la calidad de imagen, por lo que su uso es controvertido<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0240"><span class="elsevierStyleSup">48,49</span></a>. En cualquier caso, los sistemas de modulación selectiva se han mostrado más eficaces que los protectores de bismuto para proteger órganos radiosensibles<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0230"><span class="elsevierStyleSup">46,50</span></a>.</p></span><span id="sec0045" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0065">Problemas y limitaciones</span><p id="par0115" class="elsevierStylePara elsevierViewall">A pesar de los beneficios obtenidos con su uso, los sistemas de modulación tienen limitaciones. Las más destacadas son: cuando la cobertura del haz a lo largo del eje Z es muy grande y en el paciente hay transiciones abruptas de atenuación entre regiones limítrofes (tórax/abdomen, por ejemplo) es más difícil aplicar la modulación de forma apropiada; en pacientes obesos conviene que el radiólogo u operador fije cuidadosamente los parámetros del sistema para evitar tanto estudios de baja calidad como posibles sobredosis de radiación<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0255"><span class="elsevierStyleSup">51</span></a>; el centro del paciente debe estar perfectamente alineado con el isocentro del <span class="elsevierStyleItalic">gantry</span>, ya que si no es así pueden producirse fallos en la reducción de dosis; la radiografía de planificación ha de hacerse en las mismas condiciones en las que luego se hará el estudio y con el paciente inmóvil, ya que constituye una referencia básica para que el sistema fije los parámetros del examen; no existen valores de referencia para la calidad de imagen para las distintas indicaciones en una misma área anatómica, por lo que el radiólogo debe fijar la calidad deseada; y en pacientes pediátricos conviene ser cautos al utilizar estos sistemas por los problemas asociados a los incrementos de dosis en ciertos órganos ya mencionados.</p></span><span id="sec0050" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0070">Modulación sincronizada con el electrocardiograma</span><p id="par0120" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la TC cardíaca la sincronización con el ECG del paciente permite obtener las imágenes en la zona de la curva R-R más favorable (en general desde la mitad de la diástole hasta el final del ciclo) y también enlazar los datos (imágenes) de diferentes zonas del corazón en la misma fase del ciclo cardíaco. La sincronización permite modular la intensidad de corriente aumentándola en la fase escogida del ECG y disminuyéndola en el resto.</p><p id="par0125" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Hay 2 formas de adquirir y reconstruir las imágenes: la retrospectiva con adquisición helicoidal y la prospectiva con adquisición secuencial o helicoidal.</p><p id="par0130" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la retrospectiva (ECG <span class="elsevierStyleItalic">gated</span>) se reduce la corriente del tubo (4-25% del valor máximo) durante las fases del ciclo cardíaco que no se utilizan en la reconstrucción de las imágenes y se aumenta hasta el valor máximo elegido en la fase de interés. Las imágenes se reconstruyen a partir de los datos adquiridos en modo helicoidal durante varios ciclos cardíacos, en las fases correspondientes. Se han publicado reducciones de dosis efectiva al aplicar esta técnica del 40% (20 mSv con corriente constante frente a 12 mSv con modulación)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0260"><span class="elsevierStyleSup">52</span></a>.</p><p id="par0135" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La adquisición prospectiva (ECG <span class="elsevierStyleItalic">triggered</span>) utiliza datos adquiridos, habitualmente en modo secuencial, en distintos latidos. La emisión de rayos X solo está activada durante una pequeña parte del ciclo cardíaco. Con la adquisición en modo <span class="elsevierStyleItalic">step-and-shoot</span> se han reducido las dosis efectivas, en pacientes sin arritmias, hasta 1,5-4<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mSv en función de su tamaño<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0265"><span class="elsevierStyleSup">53</span></a>.</p><p id="par0140" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Ambas técnicas son más efectivas, y por lo tanto permiten mayores reducciones de dosis, en pacientes con frecuencias cardíacas bajas (≤<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>65<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>lpm) y estables, por lo que antes del estudio se les suele administrar fármacos β-bloqueantes.</p><p id="par0145" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Algunos avances tecnológicos (equipos con doble fuente de rayos X o de gran cobertura longitudinal) permiten examinar todo el corazón en solo uno o 2 latidos durante la fase de menor movimiento con dosis efectivas inferiores a 3<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mSv. En equipos con doble fuente es necesario usar un <span class="elsevierStyleItalic">pitch</span> alto (factor de paso: 3,4)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0270"><span class="elsevierStyleSup">54</span></a>.</p></span></span><span id="sec0055" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0075">Reducción de dosis basada en la selección del kilovoltaje</span><p id="par0150" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Estos sistemas permiten adaptar el valor del kV al tamaño del paciente y a diferentes zonas anatómicas. En particular, son especialmente útiles cuando se examinan estructuras con alto contraste, como en los estudios angiográficos, en los que el contraste yodado administrado se realza con valores bajos de kV. Este efecto es más acusado en pacientes delgados y niños<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0275"><span class="elsevierStyleSup">55</span></a>. Distintos estudios, en pacientes y con maniquíes, han demostrado que al seleccionar 80<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>kV en lugar de los 120-130<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>kV habituales se obtienen reducciones de dosis del 25-40% sin comprometer el diagnóstico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0280"><span class="elsevierStyleSup">56,57</span></a>. Ciertos equipos disponen de una opción de selección automática del kV, que aplica la información sobre la atenuación extraída de la radiografía de planificación, en función de la indicación elegida. Se está investigando sobre sistemas de modulación automática de la tensión del tubo similares a los de modulación de la corriente.</p></span><span id="sec0060" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0080">Reducción de dosis por colimación adaptativa</span><p id="par0155" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la adquisición helicoidal, algunos equipos efectúan rotaciones «extra» fuera del volumen planificado (<span class="elsevierStyleItalic">overranging</span>) dado que se necesita adquirir información adicional para poder reconstruir las imágenes de los bordes del volumen de examen. Por esta causa aumenta la dosis del paciente, en mayor proporción cuanto mayor es la cobertura del haz<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0290"><span class="elsevierStyleSup">58</span></a>. Parte de la información obtenida en estas rotaciones extra es redundante y no es necesaria para la reconstrucción de las imágenes de los bordes por lo que se han diseñado colimadores «dinámicos» para limitar este efecto<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0295"><span class="elsevierStyleSup">59</span></a>. Prácticamente todos los equipos actuales disponen de colimadores que se abren y cierran asimétricamente de forma automática al inicio y al final del examen, reduciendo la dosis en distinta medida (6-16%), dependiendo de la región y la anchura del haz, y que puede alcanzar hasta un 55% en estudios de arterias coronarias si se usa un factor de paso de 3,4<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0300"><span class="elsevierStyleSup">60</span></a>.</p></span><span id="sec0065" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0085">Métodos de reconstrucción iterativos</span><p id="par0160" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Estas técnicas llevan años aplicándose para reconstruir las imágenes de la tomografía por emisión de positrones (PET) y en la tomografía computarizada por emisión de un solo fotón (SPECT). Recientemente se empezaron a introducir en la TC para mejorar la calidad de imagen, en particular para aumentar la resolución espacial y reducir el ruido de las imágenes<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0305"><span class="elsevierStyleSup">61</span></a>. El proceso de reconstrucción se lleva a cabo en un bucle calculando en cada una de las iteraciones las proyecciones «sintéticas» que habrían dado lugar a esa imagen reconstruida y comparándolas con las proyecciones originales obtenidas por el equipo. Las diferencias entre las proyecciones calculadas y las originales se minimizan durante el proceso iterativo, hasta alcanzar una imagen con la calidad deseada<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0310"><span class="elsevierStyleSup">62</span></a>. Actualmente todos los fabricantes disponen de distintos algoritmos de reconstrucción iterativa, aunque, debido a la falta de información precisa sobre su modo real de trabajo, se conocen pocos detalles sobre ellos. En general, se puede seleccionar la calidad final deseada en la imagen, viniendo esta determinada por parámetros como el tiempo de reconstrucción. Comparados con la reconstrucción tradicional por retroproyección filtrada, con estos métodos se reduce apreciablemente el ruido y se producen menos artefactos en la imagen, lo que posibilita la obtención de imágenes con calidad diagnóstica utilizando protocolos de menor dosis<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0315"><span class="elsevierStyleSup">63</span></a>. Sus limitaciones son principalmente que el tiempo de computación es mayor que con el sistema tradicional (aunque esta diferencia se está reduciendo de forma progresiva) y que las imágenes en ocasiones pueden tener una apariencia «plástica», «parcheada» y pixelada en las zonas de transición entre tejidos con coeficientes de atenuación muy distintos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0310"><span class="elsevierStyleSup">62,64</span></a>.</p></span><span id="sec0070" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0090">Otras consideraciones</span><p id="par0165" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Las herramientas descritas no son las únicas de las que se dispone en los equipos de TCMC para reducir las dosis recibidas por los pacientes. En la consola del equipo se muestran los valores del índice de dosis TC en volumen y del producto dosis longitud asociados al examen, lo que proporciona una información de referencia útil para el operador. Esta información está detallada también con diferentes modos de presentación en los informes estructurados de dosis. En esa línea, bajo los auspicios de la <span class="elsevierStyleItalic">Medical Imaging and Technology Alliance</span>, en la que participan los 5 fabricantes más importantes de equipos, se ha desarrollado la iniciativa <span class="elsevierStyleItalic">dose check</span>, un sistema de notificación y alerta que se activa antes de la confirmación del examen cuando los valores de esos parámetros dosimétricos superan los establecidos como referencia para el protocolo seleccionado<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0325"><span class="elsevierStyleSup">65</span></a>. Estos sistemas son especialmente útiles cuando los parámetros de adquisición de un protocolo se modifican manualmente para un paciente particular. Hay equipos que ya lo tienen incorporado y se espera que en poco tiempo todos lo hagan.</p><p id="par0170" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En algunos centros se está llevando a cabo un seguimiento de las dosis impartidas a los pacientes en exámenes de TC, recopilando datos de los informes de dosis que, combinados con información extraída de la cabeceras DICOM de las imágenes, permite hacer estudios poblacionales en función del sexo, edad, talla y masa corporal de los pacientes<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0330"><span class="elsevierStyleSup">66</span></a>. El análisis de los resultados puede ser útil para hacer comparaciones entre instituciones, evaluar y optimizar los protocolos, así como para conocer las dosis acumuladas de los pacientes en un determinado periodo de tiempo.</p></span><span id="sec0075" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0095">Conclusiones</span><p id="par0175" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Las distintas herramientas para reducir la dosis de radiación disponibles en los equipos de TC, en especial los sistemas de modulación de dosis, han supuesto un gran avance. La optimización de los procedimientos en los equipos de TCMC actuales presenta cierta complejidad, puesto que se dispone de un gran abanico de opciones en la selección y adaptación de los protocolos. Los sistemas de modulación disponibles presentan diferencias en su funcionamiento y no dejan de evolucionar, a veces muy rápidamente. Por ello es esencial la colaboración entre técnicos, radiólogos y radiofísicos para conocer en profundidad las opciones disponibles en los equipos y poder sacar el máximo provecho técnico con el objetivo de obtener estudios diagnósticos manteniendo las dosis a los pacientes tan bajas como sea posible.</p></span><span id="sec0080" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0100">Conflicto de intereses</span><p id="par0180" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los autores declaran no tener ningún conflicto de intereses.</p></span></span>" "textoCompletoSecciones" => array:1 [ "secciones" => array:13 [ 0 => array:2 [ "identificador" => "xres298698" "titulo" => "Resumen" ] 1 => array:2 [ "identificador" => "xpalclavsec281704" "titulo" => "Palabras clave" ] 2 => array:2 [ "identificador" => "xres298699" "titulo" => "Abstract" ] 3 => array:2 [ "identificador" => "xpalclavsec281705" "titulo" => "Keywords" ] 4 => array:2 [ "identificador" => "sec0005" "titulo" => "Introducción" ] 5 => array:3 [ "identificador" => "sec0010" "titulo" => "Sistemas de modulación automática de la exposición" "secciones" => array:5 [ 0 => array:3 [ "identificador" => "sec0015" "titulo" => "Modulación en función de características anatómicas del paciente" "secciones" => array:3 [ 0 => array:2 [ "identificador" => "sec0020" "titulo" => "Modulación en el eje Z o longitudinal" ] 1 => array:2 [ "identificador" => "sec0025" "titulo" => "Modulación angular en el plano X-Y" ] 2 => array:2 [ "identificador" => "sec0030" "titulo" => "Modulación combinada" ] ] ] 1 => array:2 [ "identificador" => "sec0035" "titulo" => "Reducciones de dosis en la práctica clínica" ] 2 => array:2 [ "identificador" => "sec0040" "titulo" => "Protección selectiva de órganos" ] 3 => array:2 [ "identificador" => "sec0045" "titulo" => "Problemas y limitaciones" ] 4 => array:2 [ "identificador" => "sec0050" "titulo" => "Modulación sincronizada con el electrocardiograma" ] ] ] 6 => array:2 [ "identificador" => "sec0055" "titulo" => "Reducción de dosis basada en la selección del kilovoltaje" ] 7 => array:2 [ "identificador" => "sec0060" "titulo" => "Reducción de dosis por colimación adaptativa" ] 8 => array:2 [ "identificador" => "sec0065" "titulo" => "Métodos de reconstrucción iterativos" ] 9 => array:2 [ "identificador" => "sec0070" "titulo" => "Otras consideraciones" ] 10 => array:2 [ "identificador" => "sec0075" "titulo" => "Conclusiones" ] 11 => array:2 [ "identificador" => "sec0080" "titulo" => "Conflicto de intereses" ] 12 => array:1 [ "titulo" => "Bibliografía" ] ] ] "pdfFichero" => "main.pdf" "tienePdf" => true "fechaRecibido" => "2013-02-01" "fechaAceptado" => "2013-08-21" "PalabrasClave" => array:2 [ "es" => array:1 [ 0 => array:4 [ "clase" => "keyword" "titulo" => "Palabras clave" "identificador" => "xpalclavsec281704" "palabras" => array:5 [ 0 => "Tomografía computarizada de rayos X" 1 => "Tomografía computarizada multicorte" 2 => "Protección radiológica" 3 => "Dosis de radiación" 4 => "Reducción de dosis" ] ] ] "en" => array:1 [ 0 => array:4 [ "clase" => "keyword" "titulo" => "Keywords" "identificador" => "xpalclavsec281705" "palabras" => array:5 [ 0 => "X-ray computed tomography" 1 => "Multidetector computed tomography" 2 => "Radiation protection" 3 => "Radiation dosage" 4 => "Dose reduction" ] ] ] ] "tieneResumen" => true "resumen" => array:2 [ "es" => array:2 [ "titulo" => "Resumen" "resumen" => "<p id="spar0005" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">La introducción de las adquisiciones helicoidal y multicorte en los equipos de TC y la disminución de los tiempos de reconstrucción de las imágenes han tenido un impacto enorme en la práctica radiológica. El gran desarrollo tecnológico de los últimos 10-12 años ha propiciado la obtención de imágenes de alta calidad en un tiempo muy breve. Con la mejora en la calidad de las imágenes ha aumentado el número de indicaciones. En paralelo con este desarrollo se ha producido un incremento considerable de la exposición a la radiación de los pacientes. La preocupación acerca de los riesgos potenciales para la salud de los exámenes de TC, así como diversas iniciativas y acciones de organismos oficiales y sociedades científicas, constituyen un estímulo para buscar vías de reducción de la exposición a la radiación de los pacientes sin comprometer la eficacia diagnóstica. Con este fin se han establecido recomendaciones de buena práctica, se han desarrollado aplicaciones especiales en los equipos y se han llevado a cabo investigaciones para optimizar el uso clínico de la TC. Entre los desarrollos técnicos incorporados en los equipos cabe destacar los distintos modos de modulación de la intensidad de corriente del tubo, la selección automática de los valores de tensión del tubo, la protección selectiva de órganos, la colimación adaptativa y la reconstrucción iterativa. El uso adecuado de estas herramientas para reducir las dosis precisa de un buen conocimiento sobre su funcionamiento.</p>" ] "en" => array:2 [ "titulo" => "Abstract" "resumen" => "<p id="spar0010" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">The introduction of helical and multislice acquisitions in CT scanners together with decreased image reconstruction times has had a tremendous impact on radiological practice. Technological developments in the last 10 to 12 years have enabled very high quality images to be obtained in a very short time. Improved image quality has led to an increase in the number of indications for CT. In parallel to this development, radiation exposure in patients has increased considerably. Concern about the potential health risks posed by CT imaging, reflected in diverse initiatives and actions by official organs and scientific societies, has prompted the search for ways to reduce radiation exposure in patients without compromising diagnostic efficacy. To this end, good practice guidelines have been established, special applications have been developed for scanners, and research has been undertaken to optimize the clinical use of CT. Noteworthy technical developments incorporated in scanners include the different modes of <span class="elsevierStyleSmallCaps">X</span>-ray tube current modulation, automatic selection of voltage settings, selective organ protection, adaptive collimation, and iterative reconstruction. 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El lector puede ver esta figura a color en la versión electrónica del artículo.</p>" ] ] 2 => array:7 [ "identificador" => "fig0015" "etiqueta" => "Figura 3" "tipo" => "MULTIMEDIAFIGURA" "mostrarFloat" => true "mostrarDisplay" => false "figura" => array:1 [ 0 => array:4 [ "imagen" => "gr3.jpeg" "Alto" => 910 "Ancho" => 1505 "Tamanyo" => 186396 ] ] "descripcion" => array:1 [ "es" => "<p id="spar0025" class="elsevierStyleSimplePara elsevierViewall">Modulación de la corriente de tubo para reducir la dosis en mama. Distribuciones de dosis sobre un maniquí en adquisición con mA constante (A) y con modulación adaptada a la mama (B). En esta última se adquiere con mA constante (valor máximo) cuando las mamas no se irradian directamente (arco con línea continua) y el valor de mA disminuye al irradiar directamente el tejido a proteger (arco con línea discontinua), lo que proporciona una reducción de la dosis apreciable en la mama. 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