Estado actual y tendencia en el desarrollo tecnológico para la reducción de dosis en los equipos de tomografía computarizada

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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." ] ] ] "textoCompleto" => "IntroducciónLa 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">1–6</a>.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 ≤100ms. 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">3–5,7,8</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">9</a>.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">10–13</a>.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">14–19</a>. Muchas de ellas han sido recogidas en iniciativas legislativas y asumidas por los fabricantes de los equipos de TC.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.Sistemas de modulación automática de la exposiciónLos 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">20–22</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">23–26</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">27–30</a>.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.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.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 pitch y, en algunos casos, el filtro de reconstrucción) seleccionados en un protocolo.Modulación en función de características anatómicas del pacienteModulación en el eje Z o longitudinalLa 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.<elsevierMultimedia ident="fig0005"></elsevierMultimedia>Aunque todos los equipos disponen de esta opción, en algunos solo puede aplicarse en combinación con la modulación angular.Modulación angular en el plano X-YEste 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.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 (photon starvation) 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">27–30</a>.<elsevierMultimedia ident="fig0010"></elsevierMultimedia>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.Modulación combinadaEn 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.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">28,29</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.En los equipos que utilizan un paciente de referencia, este se define como un «adulto típico» con un peso de 70-80kg o como un «niño típico» con un peso de 20kg en el caso de exámenes pediátricos<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0155">31</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.Reducciones de dosis en la práctica clínicaSe 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">31–43</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">44</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">15</a>.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">42</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">43</a>.Protección selectiva de órganosPara 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.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">45</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">46,47</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%.<elsevierMultimedia ident="fig0015"></elsevierMultimedia>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">48,49</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">46,50</a>.Problemas y limitacionesA 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">51</a>; el centro del paciente debe estar perfectamente alineado con el isocentro del gantry, 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.Modulación sincronizada con el electrocardiogramaEn 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.Hay 2 formas de adquirir y reconstruir las imágenes: la retrospectiva con adquisición helicoidal y la prospectiva con adquisición secuencial o helicoidal.En la retrospectiva (ECG gated) 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">52</a>.La adquisición prospectiva (ECG triggered) 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 step-and-shoot se han reducido las dosis efectivas, en pacientes sin arritmias, hasta 1,5-4mSv en función de su tamaño<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0265">53</a>.Ambas técnicas son más efectivas, y por lo tanto permiten mayores reducciones de dosis, en pacientes con frecuencias cardíacas bajas (≤65lpm) y estables, por lo que antes del estudio se les suele administrar fármacos β-bloqueantes.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 3mSv. En equipos con doble fuente es necesario usar un pitch alto (factor de paso: 3,4)<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0270">54</a>.Reducción de dosis basada en la selección del kilovoltajeEstos 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">55</a>. Distintos estudios, en pacientes y con maniquíes, han demostrado que al seleccionar 80kV en lugar de los 120-130kV habituales se obtienen reducciones de dosis del 25-40% sin comprometer el diagnóstico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0280">56,57</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.Reducción de dosis por colimación adaptativaEn la adquisición helicoidal, algunos equipos efectúan rotaciones «extra» fuera del volumen planificado (overranging) 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">58</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">59</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">60</a>.Métodos de reconstrucción iterativosEstas 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">61</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">62</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">63</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">62,64</a>.Otras consideracionesLas 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 Medical Imaging and Technology Alliance, en la que participan los 5 fabricantes más importantes de equipos, se ha desarrollado la iniciativa dose check, 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">65</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.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">66</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.ConclusionesLas 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.Conflicto de interesesLos autores declaran no tener ningún conflicto de intereses." 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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." ] "en" => array:2 [ "titulo" => "Abstract" "resumen" => "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 X-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." ] ] 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" => "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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Artículo especial

Estado actual y tendencia en el desarrollo tecnológico para la reducción de dosis en los equipos de tomografía computarizada

State of the art and future trends in technology for computed tomography dose reduction

A. Calzado Canteraa,

Autor para correspondencia

calzado@ucm.es

Autor para correspondencia.

, I. Hernández-Giróna,b, M. Salvadó Artellsb, R. Rodríguez Gonzáleza,c

a Departamento de Radiología y Medicina Física, Universidad Complutense, Madrid, España

b Departamento de Ciencias Médicas Básicas, Universitat Rovira i Virgili, Reus, España

c Servicio de Radiología, Hospital Clínico San Carlos, Madrid, España

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    "textoCompleto" => "<span class="elsevierStyleSections"><span id="sec0005" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0025">Introducci&#243;n</span><p id="par0005" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La tomograf&#237;a computarizada &#40;TC&#41; es una t&#233;cnica de uso creciente en los servicios de radiodiagn&#243;stico&#46; Desde su introducci&#243;n en la pr&#225;ctica cl&#237;nica ha experimentado una evoluci&#243;n tecnol&#243;gica progresiva y sus indicaciones han crecido paralelamente de forma espectacular&#44; especialmente en las 2 &#250;ltimas d&#233;cadas&#44; lo que ha propiciado un aumento sostenido del n&#250;mero de ex&#225;menes de TC en los pa&#237;ses de nuestro entorno socioecon&#243;mico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0005"><span class="elsevierStyleSup">1&#8211;6</span></a>&#46;</p><p id="par0010" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Las mejoras e innovaciones t&#233;cnicas introducidas en los equipos de TC multicorte o multidetector &#40;TCMC&#41; m&#225;s modernos permiten obtener im&#225;genes con una resoluci&#243;n espacial isotr&#243;pica submilim&#233;trica y una resoluci&#243;n temporal &#8804;<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>100<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>ms&#46; Esto posibilita efectuar m&#250;ltiples fases en un mismo examen as&#237; como reconstrucciones en cualquier plano del espacio y volum&#233;tricas&#44; lo que ofrece un amplio abanico de aplicaciones en radiolog&#237;a vascular&#44; cardiolog&#237;a&#44; perfusi&#243;n cerebral&#44; traumatolog&#237;a&#44; intervencionismo y oncolog&#237;a&#44; y supone un beneficio para los pacientes&#46; Sin embargo&#44; la dosis de radiaci&#243;n promedio impartida al paciente en un examen de TC es alta&#44; t&#237;picamente un orden de magnitud mayor que las de ex&#225;menes convencionales con rayos X&#44; y ha aumentado con la implantaci&#243;n de los equipos de TCMC en la pr&#225;ctica cl&#237;nica<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0015"><span class="elsevierStyleSup">3&#8211;5&#44;7&#44;8</span></a>&#46; Con el uso creciente de la TC para el diagn&#243;stico m&#233;dico&#44; es la t&#233;cnica de radiodiagn&#243;stico que m&#225;s contribuye a la dosis de radiaci&#243;n colectiva<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0045"><span class="elsevierStyleSup">9</span></a>&#46;</p><p id="par0015" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Como existen riesgos relacionados con el uso de radiaciones ionizantes&#44; todos los ex&#225;menes de TC deben estar justificados de forma que aporten un beneficio al paciente&#46; Esto implica utilizar como alternativa&#44; siempre que sea posible&#44; otras t&#233;cnicas sin esos riesgos&#44; como los ultrasonidos o la resonancia magn&#233;tica&#44; si con ellas puede obtenerse informaci&#243;n diagn&#243;stica equivalente&#46; Adem&#225;s&#44; es responsabilidad de los radi&#243;logos optimizar los protocolos de examen para obtener im&#225;genes con calidad diagn&#243;stica suficiente con la dosis tan baja como sea posible&#46; La optimizaci&#243;n como herramienta de protecci&#243;n radiol&#243;gica tiene m&#225;s trascendencia en pacientes especialmente sensibles a las radiaciones ionizantes&#44; como los ni&#241;os y las mujeres j&#243;venes o embarazadas<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0050"><span class="elsevierStyleSup">10&#8211;13</span></a>&#46;</p><p id="par0020" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La preocupaci&#243;n por las dosis impartidas en los ex&#225;menes de TC a los pacientes individuales y a la poblaci&#243;n en su conjunto ha dado lugar a diferentes recomendaciones de organismos oficiales y de sociedades cient&#237;ficas y profesionales para optimizar su uso<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0070"><span class="elsevierStyleSup">14&#8211;19</span></a>&#46; Muchas de ellas han sido recogidas en iniciativas legislativas y asumidas por los fabricantes de los equipos de TC&#46;</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 radiaci&#243;n&#59; entre ellas los distintos modos de modulaci&#243;n de la intensidad de corriente del tubo &#40;mA&#41;&#44; de selecci&#243;n autom&#225;tica de los valores de tensi&#243;n del tubo &#40;kV&#41;&#44; la protecci&#243;n selectiva de &#243;rganos&#44; la colimaci&#243;n adaptativa y la reconstrucci&#243;n iterativa&#46;</p></span><span id="sec0010" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0030">Sistemas de modulaci&#243;n autom&#225;tica de la exposici&#243;n</span><p id="par0030" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Los sistemas o dispositivos de control autom&#225;tico de exposici&#243;n &#40;CAE&#41; adaptan esta a las caracter&#237;sticas morfol&#243;gicas del paciente y vienen utiliz&#225;ndose en los equipos de radiolog&#237;a convencional desde hace mucho tiempo&#46; Antes de utilizar estos sistemas en los equipos de TC&#44; para ajustar la t&#233;cnica de examen en pacientes adultos con diferente masa corporal se modificaba casi exclusivamente el valor de carga del tubo &#40;mAs&#41;&#59; en el caso de pacientes pedi&#225;tricos se cambiaba tambi&#233;n el valor del kV<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0100"><span class="elsevierStyleSup">20&#8211;22</span></a>&#46; Para optimizar los protocolos se han llevado a cabo estudios&#44; bien modificando la exposici&#243;n sobre maniqu&#237;es&#44; bien a&#241;adiendo ruido a im&#225;genes de pacientes reales y evaluando la visibilidad de los detalles de la imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0115"><span class="elsevierStyleSup">23&#8211;26</span></a>&#46; La incorporaci&#243;n del CAE en los equipos de TC permite adaptar la corriente del tubo de modo m&#225;s directo y eficaz a las necesidades diagn&#243;sticas de un examen sin detrimento de la calidad de imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0135"><span class="elsevierStyleSup">27&#8211;30</span></a>&#46;</p><p id="par0035" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En estos sistemas el ajuste de la intensidad de corriente del tubo &#40;mA&#41; se aplica siguiendo distintas estrategias&#58; a partir de las caracter&#237;sticas morfol&#243;gicas del paciente o de la zona anat&#243;mica a estudiar o&#44; en otros casos&#44; reduciendo la corriente en las proyecciones que no se usan para reconstruir las im&#225;genes&#46; Es importante advertir que estos sistemas tienen muy poca aplicaci&#243;n en ciertas &#225;reas como la cabeza y las extremidades&#46;</p><p id="par0040" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La calidad de imagen viene determinada esencialmente por el ruido&#44; que es inversamente proporcional a la ra&#237;z cuadrada del valor de carga de tubo aplicada en cada vuelta&#44; pero tambi&#233;n depende de la atenuaci&#243;n que sufren los rayos X&#44; que es diferente seg&#250;n el tama&#241;o y las caracter&#237;sticas anat&#243;micas y morfol&#243;gicas del paciente &#40;a mayor atenuaci&#243;n&#44; im&#225;genes con m&#225;s ruido&#41;&#46; En particular&#44; el ruido afecta a la calidad de imagen porque enmascara los detalles de bajo contraste&#44; en los que la t&#233;cnica de TC marca diferencias con el radiodiagn&#243;stico convencional&#46; El ruido se caracteriza mediante la desviaci&#243;n t&#237;pica del valor de p&#237;xel en una regi&#243;n de composici&#243;n homog&#233;nea&#46;</p><p id="par0045" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Todos los equipos m&#225;s modernos de TC disponen de diversos sistemas de CAE&#46; Los m&#225;s relevantes son los sistemas de modulaci&#243;n de corriente adaptados a la morfolog&#237;a del paciente &#40;longitudinal y angular&#41;&#44; los de modulaci&#243;n de corriente por sincronizaci&#243;n con la se&#241;al de un electrocardiograma &#40;ECG&#41; y los de protecci&#243;n de un &#243;rgano en una localizaci&#243;n particular&#46; La adaptaci&#243;n de mA est&#225; relacionada con el resto de par&#225;metros de adquisici&#243;n &#40;kV&#44; tiempo de rotaci&#243;n&#44; FOV de adquisici&#243;n&#44; configuraci&#243;n del detector&#44; factor de paso o <span class="elsevierStyleItalic">pitch</span> y&#44; en algunos casos&#44; el filtro de reconstrucci&#243;n&#41; seleccionados en un protocolo&#46;</p><span id="sec0015" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0035">Modulaci&#243;n en funci&#243;n de caracter&#237;sticas anat&#243;micas del paciente</span><span id="sec0020" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0040">Modulaci&#243;n 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 regi&#243;n examinada&#44; compensando las diferencias de atenuaci&#243;n en el paciente a lo largo del eje longitudinal&#44; bas&#225;ndose en los datos obtenidos en la radiograf&#237;a de planificaci&#243;n&#46; En las zonas con gran atenuaci&#243;n&#44; la corriente del tubo ser&#225; mayor que en aquellas con poca atenuaci&#243;n&#46; En la <a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0005">figura 1</a> se representa la variaci&#243;n de mA en la adquisici&#243;n en funci&#243;n de la atenuaci&#243;n a lo largo del eje Z del paciente en un examen de t&#243;rax&#46;</p><elsevierMultimedia ident="fig0005"></elsevierMultimedia><p id="par0055" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Aunque todos los equipos disponen de esta opci&#243;n&#44; en algunos solo puede aplicarse en combinaci&#243;n con la modulaci&#243;n angular&#46;</p></span><span id="sec0025" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0045">Modulaci&#243;n angular en el plano X-Y</span><p id="par0060" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Este sistema compensa las diferencias de atenuaci&#243;n en los diferentes &#225;ngulos de proyecci&#243;n en el plano X-Y &#40;axial&#41; variando el valor de mA a lo largo del estudio mientras el tubo de rayos X gira en torno al paciente&#46; De este modo&#44; la carga del tubo disminuye en las proyecciones en las que la atenuaci&#243;n del haz de radiaci&#243;n es menor y aumenta cuando la atenuaci&#243;n es mayor&#46;</p><p id="par0065" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Es especialmente efectivo para reducir la dosis en las regiones del paciente m&#225;s asim&#233;tricas&#44; como los hombros y la cadera&#44; y permite evitar artefactos debidos a la p&#233;rdida de se&#241;al en los detectores &#40;<span class="elsevierStyleItalic">photon starvation</span>&#41; que ocurre en esas zonas&#46; En la <a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0010">figura 2</a> se representan las distribuciones de dosis obtenidas mediante simulaci&#243;n por el m&#233;todo de Monte Carlo de una adquisici&#243;n con mA constante &#40;A&#41; y otra con modulaci&#243;n angular &#40;B&#41; sobre un maniqu&#237; el&#237;ptico&#46; Puede verse que al aplicar la modulaci&#243;n angular el equipo selecciona el valor m&#225;ximo de mA en la direcci&#243;n horizontal&#44; con mayor atenuaci&#243;n&#46; El valor de mA disminuye hasta alcanzar el valor m&#237;nimo en la direcci&#243;n vertical&#44; con menor atenuaci&#243;n&#46; La comparaci&#243;n permite apreciar que la distribuci&#243;n de dosis es m&#225;s uniforme al aplicar la modulaci&#243;n&#44; as&#237; como la reducci&#243;n de dosis obtenida&#46; Esto se consigue sin aumentar en exceso el ruido global en la imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0135"><span class="elsevierStyleSup">27&#8211;30</span></a>&#46;</p><elsevierMultimedia ident="fig0010"></elsevierMultimedia><p id="par0070" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La modulaci&#243;n angular puede conseguirse de 2 formas&#58; una&#44; que se basa en las radiograf&#237;as de planificaci&#243;n para definir aproximadamente la variaci&#243;n angular de corriente&#44; y otra&#44; en la que el valor de mA se adapta en tiempo real utilizando la informaci&#243;n sobre los perfiles de atenuaci&#243;n medidos en la media vuelta anterior del tubo &#40;180&#176;&#41;&#46; Esta &#250;ltima permite un ajuste m&#225;s preciso a las caracter&#237;sticas del paciente&#46;</p></span><span id="sec0030" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0050">Modulaci&#243;n combinada</span><p id="par0075" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En esta t&#233;cnica se aplican conjuntamente la modulaci&#243;n a lo largo del eje Z y la angular&#44; que como ya se ha mencionado no pueden utilizarse por separado en algunos equipos&#46; Hay diferentes versiones dependiendo de los fabricantes&#44; siendo posible en algunas de ellas&#44; seleccionar diferentes niveles de ajuste&#46;</p><p id="par0080" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Al usar cualquiera de los sistemas descritos&#44; la calidad de imagen del examen debe seleccionarse previamente&#44; estableciendo el valor de ruido tolerable &#40;expresado como &#237;ndice de ruido o como el valor promedio del ruido en una regi&#243;n de inter&#233;s&#41; o un valor de mAs efectivo de referencia&#46; En algunos equipos&#44; el sistema ajusta el valor de mA durante la adquisici&#243;n para que todas las im&#225;genes del estudio tengan un nivel de ruido similar al de una de referencia previamente seleccionada<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0140"><span class="elsevierStyleSup">28&#44;29</span></a>&#46; En general el operador tiene la opci&#243;n de seleccionar los valores m&#225;ximos y m&#237;nimos de corriente a la hora de aplicar la modulaci&#243;n&#44; garantizando valores umbrales para el ruido y la dosis&#46;</p><p id="par0085" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En los equipos que utilizan un paciente de referencia&#44; este se define como un &#171;adulto t&#237;pico&#187; con un peso de 70-80<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>kg o como un &#171;ni&#241;o t&#237;pico&#187; con un peso de 20<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>kg en el caso de ex&#225;menes pedi&#225;tricos<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0155"><span class="elsevierStyleSup">31</span></a>&#46; En los sistemas combinados es posible seleccionar entre diferentes grados o categor&#237;as de modulaci&#243;n &#40;&#171;d&#233;bil&#187;&#47;&#171;normal&#187;&#47;&#171;fuerte&#187; o &#171;alta calidad&#187;&#47;&#171;est&#225;ndar&#187;&#47;&#171;baja dosis&#187;&#41;&#46; Algunos equipos m&#225;s recientes ofrecen hasta 5 opciones&#46;</p></span></span><span id="sec0035" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0055">Reducciones de dosis en la pr&#225;ctica cl&#237;nica</span><p id="par0090" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Se han publicado numerosos trabajos que eval&#250;an los ahorros de dosis en maniqu&#237;es antropom&#243;rficos y pacientes reales utilizando los sistemas de control autom&#225;tico de la exposici&#243;n adaptados a la anatom&#237;a de pacientes adultos y pedi&#225;tricos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0155"><span class="elsevierStyleSup">31&#8211;43</span></a>&#46; Las reducciones de dosis publicadas est&#225;n en el rango 20-36&#37; en estudios de cuello&#59; 18-26&#37; en t&#243;rax&#59; 10-66&#37; en abdomen y pelvis&#59; y 44-68&#37; en columna cervical y lumbar<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0220"><span class="elsevierStyleSup">44</span></a>&#46; Las amplias diferencias de dosis en algunas de esas regiones se deben en parte a que las indicaciones para los ex&#225;menes incluidos fueron muy variables&#46; Es importante recalcar que no todas las indicaciones en una misma &#225;rea anat&#243;mica requieren la misma calidad de imagen para el diagn&#243;stico<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0075"><span class="elsevierStyleSup">15</span></a>&#46;</p><p id="par0095" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En los equipos de TCMC&#44; para pacientes pedi&#225;tricos&#44; la efectividad de los sistemas de modulaci&#243;n est&#225; limitada en parte por su peque&#241;o tama&#241;o&#46; Los ahorros de dosis en estudios con maniqu&#237;es pedi&#225;tricos han sido claramente menores que los obtenidos con maniqu&#237;es adultos<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0210"><span class="elsevierStyleSup">42</span></a>&#46; Se han publicado disminuciones de dosis entre el 10-61&#37; en ciertos &#243;rganos &#40;tiroides&#44; pulm&#243;n&#44; es&#243;fago y mama&#41; de pacientes con edades comprendidas entre uno y 10 a&#241;os&#59; en cambio&#44; se detectaron aumentos de dosis en otros &#243;rganos &#40;gl&#225;ndulas salivares&#44; vejiga y ovarios&#41; entre el 22-70&#37;<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0215"><span class="elsevierStyleSup">43</span></a>&#46;</p></span><span id="sec0040" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0060">Protecci&#243;n selectiva de &#243;rganos</span><p id="par0100" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Para reducir la dosis absorbida en &#243;rganos superficiales radiosensibles&#44; como el cristalino&#44; el tiroides y la mama&#44; que est&#225;n expuestos directamente al haz de rayos X se pueden aplicar distintos m&#233;todos&#46;</p><p id="par0105" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Uno de ellos consiste en usar un tipo de modulaci&#243;n angular de la corriente del tubo adaptada a la posici&#243;n de &#243;rganos cr&#237;ticos&#46; El valor de mA se reduce durante un intervalo angular en la rotaci&#243;n del tubo&#44; cuando este se encuentra directamente sobre el &#243;rgano concreto&#44; y vuelve a aumentar cuando el tubo se aleja de esa zona<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0225"><span class="elsevierStyleSup">45</span></a>&#46; Varios estudios han mostrado que esta t&#233;cnica permite reducciones de dosis absorbida en la mama o el tiroides entre el 20-38&#37; sin p&#233;rdida de calidad de imagen<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0230"><span class="elsevierStyleSup">46&#44;47</span></a>&#46; Esta modulaci&#243;n&#44; que var&#237;a la distribuci&#243;n de las dosis entre los distintos &#243;rganos&#44; no implica necesariamente una reducci&#243;n global en la dosis asociada a la prueba&#46; En la <a class="elsevierStyleCrossRef" href="#fig0015">figura 3</a> se muestran las distribuciones de dosis obtenidas mediante simulaci&#243;n por Monte Carlo al aplicar la modulaci&#243;n angular adaptada a la mama sobre un maniqu&#237; antropom&#243;rfico adulto femenino&#46; Se comparan las dosis obtenidas con mA fijo y las correspondientes a la modulaci&#243;n progresiva de mA &#40;en promedio un 41&#37; del valor m&#225;ximo&#41; en un &#225;ngulo en abanico de 115&#176;&#44; sim&#233;trico respecto al eje Y&#46; Se obtiene as&#237; una reducci&#243;n de dosis en mama del 37&#37;&#46;</p><elsevierMultimedia ident="fig0015"></elsevierMultimedia><p id="par0110" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Otro m&#233;todo est&#225; basado en el uso de protectores de diferentes materiales&#44; preferentemente bismuto&#44; colocados delante de estos &#243;rganos&#44; lo que aten&#250;a el haz de radiaci&#243;n &#40;20&#8211;50&#37;&#41;&#44; aunque algunos estudios han mostrado aparejada una reducci&#243;n en la calidad de imagen&#44; por lo que su uso es controvertido<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0240"><span class="elsevierStyleSup">48&#44;49</span></a>&#46; En cualquier caso&#44; los sistemas de modulaci&#243;n selectiva se han mostrado m&#225;s eficaces que los protectores de bismuto para proteger &#243;rganos radiosensibles<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0230"><span class="elsevierStyleSup">46&#44;50</span></a>&#46;</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&#44; los sistemas de modulaci&#243;n tienen limitaciones&#46; Las m&#225;s destacadas son&#58; cuando la cobertura del haz a lo largo del eje Z es muy grande y en el paciente hay transiciones abruptas de atenuaci&#243;n entre regiones lim&#237;trofes &#40;t&#243;rax&#47;abdomen&#44; por ejemplo&#41; es m&#225;s dif&#237;cil aplicar la modulaci&#243;n de forma apropiada&#59; en pacientes obesos conviene que el radi&#243;logo u operador fije cuidadosamente los par&#225;metros del sistema para evitar tanto estudios de baja calidad como posibles sobredosis de radiaci&#243;n<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0255"><span class="elsevierStyleSup">51</span></a>&#59; el centro del paciente debe estar perfectamente alineado con el isocentro del <span class="elsevierStyleItalic">gantry</span>&#44; ya que si no es as&#237; pueden producirse fallos en la reducci&#243;n de dosis&#59; la radiograf&#237;a de planificaci&#243;n ha de hacerse en las mismas condiciones en las que luego se har&#225; el estudio y con el paciente inm&#243;vil&#44; ya que constituye una referencia b&#225;sica para que el sistema fije los par&#225;metros del examen&#59; no existen valores de referencia para la calidad de imagen para las distintas indicaciones en una misma &#225;rea anat&#243;mica&#44; por lo que el radi&#243;logo debe fijar la calidad deseada&#59; y en pacientes pedi&#225;tricos conviene ser cautos al utilizar estos sistemas por los problemas asociados a los incrementos de dosis en ciertos &#243;rganos ya mencionados&#46;</p></span><span id="sec0050" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0070">Modulaci&#243;n sincronizada con el electrocardiograma</span><p id="par0120" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la TC card&#237;aca la sincronizaci&#243;n con el ECG del paciente permite obtener las im&#225;genes en la zona de la curva R-R m&#225;s favorable &#40;en general desde la mitad de la di&#225;stole hasta el final del ciclo&#41; y tambi&#233;n enlazar los datos &#40;im&#225;genes&#41; de diferentes zonas del coraz&#243;n en la misma fase del ciclo card&#237;aco&#46; La sincronizaci&#243;n permite modular la intensidad de corriente aument&#225;ndola en la fase escogida del ECG y disminuy&#233;ndola en el resto&#46;</p><p id="par0125" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Hay 2 formas de adquirir y reconstruir las im&#225;genes&#58; la retrospectiva con adquisici&#243;n helicoidal y la prospectiva con adquisici&#243;n secuencial o helicoidal&#46;</p><p id="par0130" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la retrospectiva &#40;ECG <span class="elsevierStyleItalic">gated</span>&#41; se reduce la corriente del tubo &#40;4-25&#37; del valor m&#225;ximo&#41; durante las fases del ciclo card&#237;aco que no se utilizan en la reconstrucci&#243;n de las im&#225;genes y se aumenta hasta el valor m&#225;ximo elegido en la fase de inter&#233;s&#46; Las im&#225;genes se reconstruyen a partir de los datos adquiridos en modo helicoidal durante varios ciclos card&#237;acos&#44; en las fases correspondientes&#46; Se han publicado reducciones de dosis efectiva al aplicar esta t&#233;cnica del 40&#37; &#40;20 mSv con corriente constante frente a 12 mSv con modulaci&#243;n&#41;<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0260"><span class="elsevierStyleSup">52</span></a>&#46;</p><p id="par0135" class="elsevierStylePara elsevierViewall">La adquisici&#243;n prospectiva &#40;ECG <span class="elsevierStyleItalic">triggered</span>&#41; utiliza datos adquiridos&#44; habitualmente en modo secuencial&#44; en distintos latidos&#46; La emisi&#243;n de rayos X solo est&#225; activada durante una peque&#241;a parte del ciclo card&#237;aco&#46; Con la adquisici&#243;n en modo <span class="elsevierStyleItalic">step-and-shoot</span> se han reducido las dosis efectivas&#44; en pacientes sin arritmias&#44; hasta 1&#44;5-4<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mSv en funci&#243;n de su tama&#241;o<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0265"><span class="elsevierStyleSup">53</span></a>&#46;</p><p id="par0140" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Ambas t&#233;cnicas son m&#225;s efectivas&#44; y por lo tanto permiten mayores reducciones de dosis&#44; en pacientes con frecuencias card&#237;acas bajas &#40;&#8804;<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>65<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>lpm&#41; y estables&#44; por lo que antes del estudio se les suele administrar f&#225;rmacos &#946;-bloqueantes&#46;</p><p id="par0145" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Algunos avances tecnol&#243;gicos &#40;equipos con doble fuente de rayos X o de gran cobertura longitudinal&#41; permiten examinar todo el coraz&#243;n en solo uno o 2 latidos durante la fase de menor movimiento con dosis efectivas inferiores a 3<span class="elsevierStyleHsp" style=""></span>mSv&#46; En equipos con doble fuente es necesario usar un <span class="elsevierStyleItalic">pitch</span> alto &#40;factor de paso&#58; 3&#44;4&#41;<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0270"><span class="elsevierStyleSup">54</span></a>&#46;</p></span></span><span id="sec0055" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0075">Reducci&#243;n de dosis basada en la selecci&#243;n del kilovoltaje</span><p id="par0150" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Estos sistemas permiten adaptar el valor del kV al tama&#241;o del paciente y a diferentes zonas anat&#243;micas&#46; En particular&#44; son especialmente &#250;tiles cuando se examinan estructuras con alto contraste&#44; como en los estudios angiogr&#225;ficos&#44; en los que el contraste yodado administrado se realza con valores bajos de kV&#46; Este efecto es m&#225;s acusado en pacientes delgados y ni&#241;os<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0275"><span class="elsevierStyleSup">55</span></a>&#46; Distintos estudios&#44; en pacientes y con maniqu&#237;es&#44; 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&#37; sin comprometer el diagn&#243;stico<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0280"><span class="elsevierStyleSup">56&#44;57</span></a>&#46; Ciertos equipos disponen de una opci&#243;n de selecci&#243;n autom&#225;tica del kV&#44; que aplica la informaci&#243;n sobre la atenuaci&#243;n extra&#237;da de la radiograf&#237;a de planificaci&#243;n&#44; en funci&#243;n de la indicaci&#243;n elegida&#46; Se est&#225; investigando sobre sistemas de modulaci&#243;n autom&#225;tica de la tensi&#243;n del tubo similares a los de modulaci&#243;n de la corriente&#46;</p></span><span id="sec0060" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0080">Reducci&#243;n de dosis por colimaci&#243;n adaptativa</span><p id="par0155" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En la adquisici&#243;n helicoidal&#44; algunos equipos efect&#250;an rotaciones &#171;extra&#187; fuera del volumen planificado &#40;<span class="elsevierStyleItalic">overranging</span>&#41; dado que se necesita adquirir informaci&#243;n adicional para poder reconstruir las im&#225;genes de los bordes del volumen de examen&#46; Por esta causa aumenta la dosis del paciente&#44; en mayor proporci&#243;n cuanto mayor es la cobertura del haz<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0290"><span class="elsevierStyleSup">58</span></a>&#46; Parte de la informaci&#243;n obtenida en estas rotaciones extra es redundante y no es necesaria para la reconstrucci&#243;n de las im&#225;genes de los bordes por lo que se han dise&#241;ado colimadores &#171;din&#225;micos&#187; para limitar este efecto<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0295"><span class="elsevierStyleSup">59</span></a>&#46; Pr&#225;cticamente todos los equipos actuales disponen de colimadores que se abren y cierran asim&#233;tricamente de forma autom&#225;tica al inicio y al final del examen&#44; reduciendo la dosis en distinta medida &#40;6-16&#37;&#41;&#44; dependiendo de la regi&#243;n y la anchura del haz&#44; y que puede alcanzar hasta un 55&#37; en estudios de arterias coronarias si se usa un factor de paso de 3&#44;4<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0300"><span class="elsevierStyleSup">60</span></a>&#46;</p></span><span id="sec0065" class="elsevierStyleSection elsevierViewall"><span class="elsevierStyleSectionTitle" id="sect0085">M&#233;todos de reconstrucci&#243;n iterativos</span><p id="par0160" class="elsevierStylePara elsevierViewall">Estas t&#233;cnicas llevan a&#241;os aplic&#225;ndose para reconstruir las im&#225;genes de la tomograf&#237;a por emisi&#243;n de positrones &#40;PET&#41; y en la tomograf&#237;a computarizada por emisi&#243;n de un solo fot&#243;n &#40;SPECT&#41;&#46; Recientemente se empezaron a introducir en la TC para mejorar la calidad de imagen&#44; en particular para aumentar la resoluci&#243;n espacial y reducir el ruido de las im&#225;genes<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0305"><span class="elsevierStyleSup">61</span></a>&#46; El proceso de reconstrucci&#243;n se lleva a cabo en un bucle calculando en cada una de las iteraciones las proyecciones &#171;sint&#233;ticas&#187; que habr&#237;an dado lugar a esa imagen reconstruida y compar&#225;ndolas con las proyecciones originales obtenidas por el equipo&#46; Las diferencias entre las proyecciones calculadas y las originales se minimizan durante el proceso iterativo&#44; hasta alcanzar una imagen con la calidad deseada<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0310"><span class="elsevierStyleSup">62</span></a>&#46; Actualmente todos los fabricantes disponen de distintos algoritmos de reconstrucci&#243;n iterativa&#44; aunque&#44; debido a la falta de informaci&#243;n precisa sobre su modo real de trabajo&#44; se conocen pocos detalles sobre ellos&#46; En general&#44; se puede seleccionar la calidad final deseada en la imagen&#44; viniendo esta determinada por par&#225;metros como el tiempo de reconstrucci&#243;n&#46; Comparados con la reconstrucci&#243;n tradicional por retroproyecci&#243;n filtrada&#44; con estos m&#233;todos se reduce apreciablemente el ruido y se producen menos artefactos en la imagen&#44; lo que posibilita la obtenci&#243;n de im&#225;genes con calidad diagn&#243;stica utilizando protocolos de menor dosis<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0315"><span class="elsevierStyleSup">63</span></a>&#46; Sus limitaciones son principalmente que el tiempo de computaci&#243;n es mayor que con el sistema tradicional &#40;aunque esta diferencia se est&#225; reduciendo de forma progresiva&#41; y que las im&#225;genes en ocasiones pueden tener una apariencia &#171;pl&#225;stica&#187;&#44; &#171;parcheada&#187; y pixelada en las zonas de transici&#243;n entre tejidos con coeficientes de atenuaci&#243;n muy distintos<a class="elsevierStyleCrossRefs" href="#bib0310"><span class="elsevierStyleSup">62&#44;64</span></a>&#46;</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 &#250;nicas de las que se dispone en los equipos de TCMC para reducir las dosis recibidas por los pacientes&#46; En la consola del equipo se muestran los valores del &#237;ndice de dosis TC en volumen y del producto dosis longitud asociados al examen&#44; lo que proporciona una informaci&#243;n de referencia &#250;til para el operador&#46; Esta informaci&#243;n est&#225; detallada tambi&#233;n con diferentes modos de presentaci&#243;n en los informes estructurados de dosis&#46; En esa l&#237;nea&#44; bajo los auspicios de la <span class="elsevierStyleItalic">Medical Imaging and Technology Alliance</span>&#44; en la que participan los 5 fabricantes m&#225;s importantes de equipos&#44; se ha desarrollado la iniciativa <span class="elsevierStyleItalic">dose check</span>&#44; un sistema de notificaci&#243;n y alerta que se activa antes de la confirmaci&#243;n del examen cuando los valores de esos par&#225;metros dosim&#233;tricos superan los establecidos como referencia para el protocolo seleccionado<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0325"><span class="elsevierStyleSup">65</span></a>&#46; Estos sistemas son especialmente &#250;tiles cuando los par&#225;metros de adquisici&#243;n de un protocolo se modifican manualmente para un paciente particular&#46; Hay equipos que ya lo tienen incorporado y se espera que en poco tiempo todos lo hagan&#46;</p><p id="par0170" class="elsevierStylePara elsevierViewall">En algunos centros se est&#225; llevando a cabo un seguimiento de las dosis impartidas a los pacientes en ex&#225;menes de TC&#44; recopilando datos de los informes de dosis que&#44; combinados con informaci&#243;n extra&#237;da de la cabeceras DICOM de las im&#225;genes&#44; permite hacer estudios poblacionales en funci&#243;n del sexo&#44; edad&#44; talla y masa corporal de los pacientes<a class="elsevierStyleCrossRef" href="#bib0330"><span class="elsevierStyleSup">66</span></a>&#46; El an&#225;lisis de los resultados puede ser &#250;til para hacer comparaciones entre instituciones&#44; evaluar y optimizar los protocolos&#44; as&#237; como para conocer las dosis acumuladas de los pacientes en un determinado periodo de tiempo&#46;</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 radiaci&#243;n disponibles en los equipos de TC&#44; en especial los sistemas de modulaci&#243;n de dosis&#44; han supuesto un gran avance&#46; La optimizaci&#243;n de los procedimientos en los equipos de TCMC actuales presenta cierta complejidad&#44; puesto que se dispone de un gran abanico de opciones en la selecci&#243;n y adaptaci&#243;n de los protocolos&#46; Los sistemas de modulaci&#243;n disponibles presentan diferencias en su funcionamiento y no dejan de evolucionar&#44; a veces muy r&#225;pidamente&#46; Por ello es esencial la colaboraci&#243;n entre t&#233;cnicos&#44; radi&#243;logos y radiof&#237;sicos para conocer en profundidad las opciones disponibles en los equipos y poder sacar el m&#225;ximo provecho t&#233;cnico con el objetivo de obtener estudios diagn&#243;sticos manteniendo las dosis a los pacientes tan bajas como sea posible&#46;</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 ning&#250;n conflicto de intereses&#46;</p></span></span>"
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Información del artículo

ISSN: 00338338
Idioma original: Español

DOI:10.1016/j.rx.2013.08.004

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