Introducción
En la radiología convencional suele usarse la dosis de entrada en piel como indicador dosimétrico directo o como dato base para un cálculo posterior de la dosis efectiva o en órganos. Sin embargo, en la TC este indicador no resulta práctico ni útil, ya que la divergencia del haz, la atenuación en el propio tejido y la dispersión de los rayos X provocan que la distribución de las dosis sobre el eje del paciente alcance sectores fuera de la zona seleccionada. Por ello, es preciso recurrir a modelos
simplificados (basados en aproximaciones idealizadas de la anatomía)
para, a partir de medidas externas o sobre fantomas, calcular las
magnitudes relevantes desde el punto de vista dosimétrico.
En este enlace podéis encontrar un articulo que describe las principales unidades dosimétricas utilizadas en la tomografía computarizada.
Dosis recibidas
Las dosis recibidas por el paciente durante una exploración de TC se encuentran entre las más elevadas de todas las técnicas de radiodiagnóstico. En la siguiente figura podemos comparar las dosis recibidas en distintas exploraciones TC con las recibidas en radiografías simples.
Las dosis recibidas por el paciente durante una exploración de TC se encuentran entre las más elevadas de todas las técnicas de radiodiagnóstico. En la siguiente figura podemos comparar las dosis recibidas en distintas exploraciones TC con las recibidas en radiografías simples.
Para poder tener una mejor idea de lo que estas dosis suponen, recordemos que la dosis absorbida por radiación natural en un año se halla en el rango de 1 a 10 mSv.
Protección radiológica
Las normas legales de protección radiológica a día de hoy utilizan:
Optimización
La justificación de la exposición, es fundamental pero no es suficiente. Para minimizar el riesgo también es necesario tomar medidas para optimizar las dosis impartidas de forma que sean lo más bajas posibles compatibles con la obtención de la información diagnóstica requerida. A este principio se le denomina ALARA (tan baja como sea razonablemente posible) por sus siglas en inglés (“As Low As Reasonably Achievable).
F.A.Q
A continuación ponemos una serie de preguntas frequentes tomadas de la web de Protección Radiológica de los Pacientes:
Las normas legales de protección radiológica a día de hoy utilizan:
- Un límite de dosis efectiva de 1 mSv/año para la población general y de 100 mSv de promedio en 5 años para las personas dedicadas a trabajos que implican una exposición radiactiva (industria nuclear, radiología médica), con un máximo de 50 mSv en un único año.
- Un límite de dosis equivalente de 150 mSv para el cristalino (ojo) y 500 mSv para la piel y las manos.
La justificación de la exposición, es fundamental pero no es suficiente. Para minimizar el riesgo también es necesario tomar medidas para optimizar las dosis impartidas de forma que sean lo más bajas posibles compatibles con la obtención de la información diagnóstica requerida. A este principio se le denomina ALARA (tan baja como sea razonablemente posible) por sus siglas en inglés (“As Low As Reasonably Achievable).
F.A.Q
A continuación ponemos una serie de preguntas frequentes tomadas de la web de Protección Radiológica de los Pacientes:
1. ¿Depende la exposición del paciente en un examen de CT del número de cortes?
A modo de ejemplo, supongamos que el primer examen fue de 10 cortes y el segundo de 20 cortes, sin modificar ningún otro parámetro. Si la dosis absorbida en el primer examen fue de 30 mGy, la dosis al mismo tejido no variará de manera significativa dado que la segunda exploración involucra a otra zona de tejido y la energía adicional de la segunda exploración se absorbe en un lugar diferente. En la exploración de 20 cortes la energía total que se imparte al paciente es el doble que en la de 10 cortes. Es decir que se mantiene aproximadamente igual la energía absorbida por unidad de masa y aumenta la cantidad de tejido que recibe radiación.
A modo de ejemplo, supongamos que el primer examen fue de 10 cortes y el segundo de 20 cortes, sin modificar ningún otro parámetro. Si la dosis absorbida en el primer examen fue de 30 mGy, la dosis al mismo tejido no variará de manera significativa dado que la segunda exploración involucra a otra zona de tejido y la energía adicional de la segunda exploración se absorbe en un lugar diferente. En la exploración de 20 cortes la energía total que se imparte al paciente es el doble que en la de 10 cortes. Es decir que se mantiene aproximadamente igual la energía absorbida por unidad de masa y aumenta la cantidad de tejido que recibe radiación.
2. ¿Por qué hay magnitudes especiales para cuantificar la radiación en CT, tales como el kerma en aire en tomografía computada?
No es posible medir directamente las dosis absorbidas y las dosis a órganos de un paciente, porque se necesitaría poner el dosímetro en los puntos de interés dentro de su cuerpo. Sólo se las puede medir en un maniquí. También se puede medir el kerma en aire en el eje de rotación. Tabulando los valores del cociente entre las dosis a diversos órganos y el del kerma en aire en el eje de rotación de un exploración con 1 mAs, se obtiene un cuadro con los coeficientes de conversión. Una vez que se conoce el valor de Ca, es muy fácil multiplicarlo por el valor de mAs y por el del coeficiente de conversión para un órgano para obtener la dosis a dicho órgano en un examen concreto.
A la magnitud Ca, también denominada índice de kerma en aire en tomografía computada, se la puede medir en aire sin retrodispersión o en una cavidad de aire en el interior de maniquíes de polimetacrilato (PMMA) específicos para cabeza y cuello.
En la página Web de ImPact http://www.impactscan.org/ se hallan disponibles los valores de CTDI para una variedad de equipos de CT.
En la mayoría de los exámenes de CT, se puede variar la exposición de los pacientes en un amplio margen según el valor mAs. Sin embargo, cuando se reduce la cantidad de fotones aumenta el ruido visible en la imagen. Un protocolo optimizado es aquél en el que se ha ajustado el valor de mAs de manera que se logre un nivel de ruido en la imagen que sea el máximo aceptable para la interpretación clínica.
¡No! La realidad es que la dosis aumenta al reducir el espesor de corte. El efecto es indirecto. Cuando se reduce el espesor del corte, se reduce el tamaño del elemento de volumen de tejido (denominado voxel). Cuanto más pequeño sea el voxel menor es la cantidad de fotones por elemento de imagen. El número de fotones es lo que afecta al ruido de la imagen. Al reducirse el número de fotones aumenta el ruido debido a la naturaleza estadística de las interacciones de los fotones.
5. ¿Cómo puedo cuantificar y determinar la exposición a la radiación de los pacientes sometidos a un examen de CT?
Muchos equipos de CT modernos calculan durante la exploración el índice de kerma en aire de la tomografía computada, Ca (*) y el producto del kerma por la longitud, PKL, y muestran los resultados en la consola de operación. Kerma=Gray.
El valor de Cvol es el de Ca dividido por el factor de paso (pitch); el valor de PKL se obtiene multiplicando el Ca por la longitud de la parte del cuerpo abarcada por la exploración.
Si el equipo no dispone de esta función, se puede hacer una estimación a partir de los datos técnicos reales empleados (es decir kV, mAs) y los datos obtenidos en la calibración del equipo (Ca y Cvol). Esta calibración y estos cálculos los realiza normalmente un físico.
No directamente, pero es cierto que el 3D ofrece algunas posibilidades en determinados tipos de examen. Después de obtener la información volumétrica, o en 3D, se pueden volver a utilizar los datos para efectuar reconstrucciones adicionales de imagen sin tener que exponer de nuevo al paciente. Por ejemplo se pueden efectuar reconstrucciones de imágenes solapando adicionalmente los cortes, u obteniendo cortes de diferente espesor o con distintas orientaciones de los cortes.
7. ¿Puedo reducir la dosis de radiación en CT espiral aumentando el factor de paso (pitch)?
Técnicamente sí, puede reducir la dosis, pero hay que tomar en cuenta otros factores. Mientras que el aumento del factor de paso (pitch) reduce la dosis si se mantienen iguales todos los demás parámetros, esto también afecta a la calidad de imagen. En primer lugar, el factor de paso (pitch) puede limitar el máximo grado de detalle o la resolución espacial obtenible en la dirección del eje del corte. En segundo lugar, aumentar el factor de paso (pitch) hace aumentar el nivel de ruido en la imagen. Sin embargo, la mayoría de los equipos de CT tienen una función que modifica automáticamente el valor de mAs y la dosis para mantener un nivel de ruido especificado, cuando se cambian otros parámetros tales como el espesor de corte, el tamaño de la matriz, el campo de visión y el factor de paso (pitch). La ventaja de aumentar el factor de paso (pitch) es la de reducir el tiempo de exploración, no la de reducir la dosis.
Lo adecuado es seleccionar el factor de paso (pitch) con el que se logre un equilibrio entre la calidad de imagen, el tiempo de exploración requerido y la atención por la exposición de los pacientes. Este equilibrio procede de la experiencia y del uso de guías nacionales o internacionales y referencias adecuadas.
Bibliografía
Andiscoa, D., Blanco, S., & Buzzi, A. (2014). Dosimetría en tomografía computada. Revista Argentina de Radiología, 78(3), 156-160. Disponible en:http://www.sciencedirect.com/science/article/pii/S0048761914000362
Articulo Web: "¿Es peligrosa la Tomografía Computarizada?" Disponible en:
Muy buen trabajo, clarito, ordenado, con referencias... estupendo.
ResponderEliminarAhora solo te falta ponerte al día con los que quedan ;-)
(que seguramente es solo enlazarlos, pero hay que hacerlo)