Fundamentos y Magnitudes Dosimetricas en Tem Actualizado

7/25/2019 Fundamentos y Magnitudes Dosimetricas en Tem Actualizado

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FUNDAMENTOS Y

MAGNITUDESDOSIMETRICAS EN TEMProf. Lic. Augusto Melndez Mendoza

E.A.P. TM-UAP

Lic. Augusto Melendez Mendoza

EN FRANCIA:

La tranzabilidad de las dosis administradas con motivo de los exmenestomogrficos es actualmente una obligacin medico legal queestablece el decreto del 24 de marzo de 2003 ( ) el medico que indicala practica vuelca sobre un informe los datos que estima, a su criterio,que justifican dicha practica, los procedimientos y las operacionesrealizadas as como toda otra informacin til que permita estimar la dosisrecibida por el paciente

Cada operador debe conocer, para los diferentes procedimientos, losniveles de referencia, asegurarse que sus practicas estn dentro de estosparmetros.

En Per:

Qu debemos de buscar?

Optimizacin de los protocoloscon el fin de obtener la

precisin diagnostica esperadacon la menor dosis posible.

Dosimetra - Definicin

La dosis de radiacin D est relacionada con el nmero total de fotones N,y sus energas individuales E . La distribucin de estos fotones depende delvoltaje aplicado (en kV), as como de los filtros espectrales utilizados paraabsorber la regin de bajas energas del espectro (filtro plano), as como elfiltro bowtie utilizado para atenuar la exposicin en regiones perifricas .

En la prctica, obtener imgenes de calidad, con buena resolucin y bajoruido, viene con el costo de una mayor dosis de radiacin; esto implicaque hay un compromiso entre la calidad de la imagen que obtendr elTecnlogo y la dosis de radiacin a la que el paciente es expuesto.

Lic. Augusto Melndez Mendoza

Las relaciones ms importantes para entender el compromisoentre la dosis de radiacin D, el ruido R (medido con la desviacinestndar) , la relacin seal ruido SNR, la resolucin (en x, y, z), elgrosor T del corte, y el proceso de adquisicin son las siguientes:

donde mAs significa miliAmperios por segundos.

Los mAs relacionan la corriente aplicada (en mA) con el tiempo (en s),y constituyen el trmino que el operador encontrar en el escner.Lic. Augusto Melendez Mendoza


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El nmero de fotones que alcanza al detector es directamenteproporcional al nmero de mAs aplicado; as, mientras ms fotones setengan, menor ser la desviacin estndar y, por ende, menor el ruido .

Es claro que el ruido R disminuye a medida que se aumenta la corriente oel tiempo (que a su vez aumentan N), pero el costo que se paga esincrementar la dosis de radiacin .

De igual forma, mejorar la resolucin espacial tambin implica una mayor dosis, pues para obtener la misma calidad de imagen (una SNRequivalente), se necesitar compensar aumentando la cantidad de mAs,para obtener fotones suficientes para contrarrestar el ruido.


Unidades.

Las unidades ms utilizadas para medir las dosis de radiacin son elGray (Gy), que cuantifica la dosis absorbida, y el Sievert (Sv), quemide la dosis equivalente.

La unidad de dosis absorbida, se define como la cantidad deenerga absorbida por una masa (1 Gy= 1 J/kg).

La radiacin medida en Gy no toma en cuenta los efectosbiolgicos de la radiacin, y por esto se propuso utilizar la dosisequivalente (en Sv), que indica la cantidad de energa absorbidapor una masa multiplicada por un factor F (entre 0 y 1), que reflejacmo esta energa produce dao a los tejidos biolgicos, deacuerdo con el tipo de radiacin utilizada (1 Sv=1 Gy x F). Para laradiacin por rayos X, F=1.

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El ndice CTDI

El ndice CTDI (del ingls Computed Tomography Dose Index)es usado para medir las dosis de radiacin en t omografacomputarizada por rayos X .

El CTDI representa el promedio de la dosis absorbida, a lolargo del eje z, de una serie de exposiciones contiguas.

Se calcula dividiendo la integral de la dosis absorbida por elgrosor de la seccin estudiada.


Donde D(z) es el perfil de la dosis a lo largo del eje z entredos puntos a y b, T se refiere al grosor de la seccin(determinado por el colimador) y N es el nmero de cortestomogrficas escaneadas durante una rotacin del gantry;as, para los tomgrafos convencionales (de un solo corte),

N=1Lic. Augusto Melendez Mendoza

A pesar de que el CTDI es un ndice estndar para medir las dosis de radia cin, este usualmentebrinda un valor ponderado.

Estimar las dosis de radiacin con mayor exactitud; por ejemplo, calculando dosis efectivas yespecficas para cada rgano o regin del cuerpo.

La eficiencia de las herramientas usadas en el clculo del CTDI es menor al 90%, as que al

optimizarle es posible aumentar su exactitud. Entonces : El CTDIw considera el perfil de corte, sea tiene en cuenta la parte til de laradiacin(espesor de corte) y la penumbra de un lado y del otro lado del corte que nointerviene en la imagen, pero que forma parte de la dosis recibida por el paciente.


CTDIw y CTDIvol Y en Tem multicorte?

Existe una variante, el CTDI volumtrico, que considera el PITCH en la dosispromedio.

Entonces tenamos que: El CTDIw describe la dosis media en el plano de exploracin.

El CTDIw se mide en fantomas de plstico especficos: 16cm de dimetro para lacabeza y 32 cm para el cuerpo(segn norma IEC 60601-2-44).

Este numero de dosis proporciona una buena estimacin de la dosis mediaaplicada en el volumen explorado, siempre que el tamao del paciente seasimilar al de los fantomas de dosis respectivos.

Y si es mas grande que sucede?



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Como el tamao corporal puede ser mayor o menor de 32 cm, el valor CTDI wvisualizado puede desviarse de la dosis en el volumen explorado.

Entonces la definicin y medicin del CTDI w se basa en modos de exploracinaxiales nicos.

Para la exploracin clnica volumtrica ( volmenes completos en pacientes),la dosis media depender tambin del avance de la mesa entreexploraciones axiales, o del avance por rotacin en exploraciones en espiral.

Por lo tanto, la dosis expresada como CTDI w , debe corregirse con el factor pitch de la exploracin espiral, o con una serie de exploracin axial paradescribir la dosis media en el volumen explorado.

El IEC defini el termino CTDI vol en septiembre del 2002:


Cuando el PICH es igual a la dosis esigual al CTDI.

Cuando el PITCH es menor a 1 generaun CTDIvol superior al CTDI.

Inversamente un PICTH superior a unogenera un CTDIvol inferior a CTDI.

Esto significa que para constantesidnticas, el Pitch influye en lairradiacin.

Un ejemplo: un CTDIvol de 20mGy corresponde a una dosis, para un corte, a 20mGy ; la dosis recibida por cinco cortes juntos ser igualmente de 20mGy y node 100mGy. El paciente habr absorbido cinco veces mas energa, pero laenerga por unidad de masa por lo tanto la dosis en mGy es la misma.

En Syngo de Siemens la visualizacin de la dosis en la interfaz de usuario estarotulado como CTDI w .

El CTDIvol no proporciona una informacin completa del riesgo de radiacinasociado con el examen de CT.

La ICRP introdujo el concepto de Dosis Efectiva.

La dosis eficaz se expresa como una suma ponderada de la dosis aplicada nosolo a los rganos del rango explorado, si no al resto del cuerpo.

Puede medirse en fantomas de cuerpo entero (fantoma Alderson) o simularsecon el metodo de Monte Carlo.


El calculo de la dosis eficaz es complicado y se realiza con sofisticadosprogramas.

Se debe tener en cuenta: los parmetros de exploracin, los rganospresentes en el rango explorado y los rganos afectados por la radiacindispersa.

Se tiene q calcular la dosis aplicada a cada rgano y multiplicarse luego por su factor de riesgo de radiacin.

Se suman los valores de dosis ponderada de cada rgano para obtener ladosis eficaz.

El concepto de dosis para que sirve? Permite comparar los riesgos de radiacin asociados a distintos exmenes TC o conrayos x, es decir exmenes distintos con la misma dosis eficaz presentaran el mismoriesgo de radiacin para el paciente.

Tambin permite la comparacin de dosis de Rx. aplicada con la radiacin naturalde fondo, p.ej. 2.3msv x ao en Alemania.


Impacto de la Dosis

Los clculos de dosis en los protocolos de exploracin se realizanmediante el programa comercial ImpacDose (Wellhoefer Dosimetry).


Producto mAs efectivo En la exploracin secuencial, la dosis (D sec ) aplicada al pacientees el producto de la corriente del tubo de Rx. por el tiempo (mAs)y del CTDI w por mAs:

En la exploracin espiral la dosis aplicada (Despiral) se ve influidapor el producto mAs clasico (mA x tiempo rot) y por el factor pitch. p.ej.:

En un TC multicorte la dosis real aplicada al paciente en unaexploracin espiral se vera reducida cuando el factor pitch seamayor que 1, y aumentada cuando sea menor que 1,siendo mAconstante.



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Por lo tanto, la dosis en la exploracin espiral se corrige con el factor depitch:

Entonces para facilitar esto se introdujo el concepto de producto mAsefectivo en los TC Somatom.

El producto mAs efectivo tiene en cuenta la influencia del pitch tanto enla calidad de imagen como en la dosis:


Entonces para calcular la dosis en nuestro equipo solo hay que multiplicarel CTDI w por mAs, por el producto mAs efectivo de la exploracin:

Para los protocolos de exploracin en espiral, el producto mAs indicado esel producto mAs efectivo por imagen.

La correlacin entre la corriente del tubo, mA y el producto mAs efectivoes:


La colimacin de corte se refiere a la colimacin de una filadel detector, y n fila es el numero de filas del detector

utilizadas.Lic. Augusto Melendez Mendoza

El producto dosis-longitud DLP Para representar mejor la dosis de radiacin total de un protocolo enparticular, el CTDI (en mGy) es multiplicado por la longitud de la regintotal a escanear SL, para calcular el producto dosis-longitud DLP (delingls D oseLength Product)

El DLP (en mGy-cm) refleja la energa total absorbida de una adquisicinen especfico y, en principio, permite cuantificar mejor el potencialefecto biolgico de la radiacin ionizante.

Establece que a medida que se toman imgenes que cubren una mayor porcin anatmica, se obtienen valores DLP mayores.


DLPregional = DLP(mGy/cm ) x EPLD

Importante del DLP, es poder estimar la dosis efectiva teniendo en cuenta losrganos presentes en el volumen estudiado: el DLP regional.

Suficiente es multiplicar el DLP por los coeficientes EPLD que dependen de laregin explorada.

Entonces el PLD regional permite estimar la dosis efectiva y se expresa en mSv.

Como optimizamos dosis entomografa

Parmetros accesibles al operador: Carga:

Es el producto de la intensidad de corriente aplicado al catodo por el tiempo deaplicacin de esa corriente(mAs).

Relacin seal ruido -.

Tensin: Aumentar el KV significa incrementar la tasa de fotones/segundo y la penetracin de los

rayos X(energa).

Pasar de 140 KV a 120 KV la disminuye en 40%.

Nios importante, variar la carga es ya en algunos tomgrafos inaccesible.

Colimacin o ancho de deteccin: En tomografa monocorte la disminucin del espesor del corte aumenta la dosis

administrada al volumen explorado debido al aumento de la penumbra CTDI.


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En TEM, es lo mismo, el haz primario es obligatoriamente mas anchoque la zona cubierta por las lneas con el fin de exponer a la mismacantidad de radiacin las centrales y las externas.

La importancia relativa de esta penumbra aun permaneciendoconstante, aumenta cuando el numero de lneas empleadasdisminuye.

La eficiencia de dosis es la relacin entre la dosis til y la dosisutilizada entonces es mejor para:

Espesor de reconstruccin til: Diferencia entre espesor de corte deadquisicin y espesor de cortes reconstruidos.

La i dea es adquirir con cortes finos con el fin depoder realizar tcnicas de posproceso decalidad.

Sabemos que el ruido es inversamenteproporcional al espesor de corte dereconstruccin, este deber ser elegido enfuncin que se va a estudiar y de la relacinS/R necesaria para el anlisis de la imagen .

Tenemos entonces que para un volumen dado,mientras mas dosis depositamos mayor posibilidad de reconstruir cortes finos de buenacalidad sin ruido.

Todo esta en la eleccin de grosor de corteque se va a reconstruir.

PITCH: En la actualidad, sea cual fuere el PITCH utilizado, el tubo modula laintensidad (mA), de manera de administrar al volumen la dosisnecesaria para la reconstruccin de cortes de calidad.

Entonces es la eleccin del espesor de la calidad de imagen quese va a reconstruir la que decide la dosis al volumen.

El PITCH solo tiene influencia en la rapidez a la cual deseamosadministrar la dosis

PITCH elevado, buena resolucin, temporal dosis mas rpido,necesario un tubo de potencia muy elevada.

PITCH bajo, perfiles de corte de mejor calidad.

Modelacin del riesgo por radiacin

Diferentes modelos han sido utilizados para estudiar el dao quela radiacin ionizante produce en los tejidos.

El modelo LNT (del ingls Linear No-Threshold) asume que losdaos siempre son proporcionales a las dosis, contrario a otrosmodelos que asumen que, en efecto, hay un umbral especfico,que mientras no es sobrepasado, se considera seguro. Un tercer modelo es el modelo de Hormesis, que propone que la radiacines beneficiosa en bajas dosis y daina cuando sobrepasa ciertoslmites .


Estrategias para disminuir las dosis de radiacin

Las estrategias para reducir las dosis de radiacin dependen del delproceso de adquisicin y procesamiento de los datos que seseleccione.

El primer punto donde puede optimizarse la dosis de radiacin es enel hardware del equipo, con detectores ms eficientes como los deestado slido u otras estrategias como el empleo de detectorescontadores de fotones , que prometen incrementar considerablemente la eficiencia en la deteccin de los rayos X.

Una segunda estrategia, est relacionada con la reconstruccin delas imgenes de tomografa, bien sea utilizando el mtodoconvencional (FBP) y encontrando mejores filtros, dependiendo dela aplicacin, o implementando mtodos de reconstrucciniterativos.


Otra posibilidad para reducir las dosis durante lareconstruccin de la imagen es el uso de algoritmos comoHYPR (del ingls HighlY constrained backPRojection), o PICCS(del ingles Prior Image Constrained Compressed Sensing).

Ambos algoritmos pueden considerarse bajo la denominacinde Compressed Sensing (CS).

La teora del CS demuestra que es posible violar el criteriode Nyquist y reconstruir la imagen con un nmero menor deproyecciones siempre y cuando la informacin puedaexpresarse en un dominio de baja densidad, utilizando unamatriz incoherente que cumpla las propiedades de laisometra restringida y finalmente resolviendo un sistema deoptimizacin con una funcin objetivo que usa una norma l.



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TOMOGRAFIA DE DOBLE FUENTE

La tomografa de doble fuente de rayos X, DSCT (por sus siglas eningls, Dual Source CT), fue recientemente introducidacomercialmente por Siemens (Somaton Definition DS) . Este escner cuenta con dos fuentes de rayos X y sus respectivos arreglos multi-detectores. Ambas fuentes se encuentran desfasadas 90 grados, unacon respecto a la otra.

El FOV de la primera fuente es 50 cm, mientras el FOV de la segunda es26 cm. Como es evidente, al utilizar ambos tubos de rayos Xsimultneamente, no se tienen problemas de registro de las imgenesy, ms importante an, las proyecciones sobre un objeto puedentomarse de manera ms rpida, lo que beneficia aplicacionescardacas y otras donde se requiere alta resolucin temporal.

Pacientes obesos mucho mejor con dos fuentes .


El DSCT alcanza tiempos de adquisicin de hasta 83 ms, con lo cual haceposible tomar imgenes del corazn sin necesidad de utilizar betabloqueadores, en pacientes con ritmos cardacos elevados (p.ej. 100 latidospor minuto o ms), logrando altos niveles de detalle de las arteriascoronarias, las vlvulas cardacas y el miocardio, de gran valor clnico .

La resolucin temporal se logra, porque cada rotacin del gantry toma 333ms. Es conocido, adems, que con slo barrer 180 grados es posible adquirir la informacin necesaria para la reconstruccin, lo que reduce el tiempohasta 166 ms. Y finalmente, dado que se cuenta con dos fuentes de rayos X,el tiempo se reduce hasta 83 ms.


McCollough et al. (2007) recientemente demostraron que las dosis de radiacinutilizando el DSCT (Somaton Definition, 64 canales) pueden llegar a ser equivalentes a las que se obtienen por tomografa multi-detector de nica fuente,para estudios de angiografa por CT. Esto es posible gracias a la aplicacin deestrategias para la reduccin de la dosis, que incluyen: el filtro bowtie (queatena severamente los rayos X que recaen sobre zonas fuera del Fov), tcnicasde reduccin de ruido adaptativas, pitch variable de acuerdo con la frecuenciacardaca, y modulacin de la corriente en el tubo de rayos X.



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Investigaciones recientes han mostrado la f actibilidad de implementar unaarquitectura de tres fuentes (y tres arreglos de detectores), que posiblemente

podra aportar ventajas adicionales en la resolucin temporal sobre el DSCT. Sinembargo, su costo podra resultar prohibitivo y con aplicaciones muyespecficas, lo que llevara a limitar su uso.

Una propuesta diferente para utilizar mltiples fuentes de rayos X es a travs deuna geometra inversa IGCT (del ingls Inverse Geometry ComputedTomography). Pelc y sus colaboradores en Stanford, idearon una geometra enla cual se emplea un solo detector y mltiples fuentes de rayos X organizadasen un arreglo lineal.


Tras el trabajo continuo con esta geometra, recientemente se propuso unamejora llamada multieye IGCT, donde se emplean tres detectores para alcanzar un Fov de 45 cm. En general, con el sistema IGCT se obtienen ventajas comoadquisicin con mayor cobertura volumtrica con una sola rotacin del gantry;se eliminan artefactos como el producido por el rayo en forma de cono; y, dadoque es posible modular la corriente (reflejado en la unidad mAs), es factibleoptimizar la calidad de la imagen, al tiempo que se minimiza la dosis,dependiendo de la regin anatmica estudiada.


Tomografa de dos energas

La tomografa de dos energas DECT (por sus siglas en ingls, Dual-Energy CT),consiste en obtener imgenes aplicando dos voltajes distintos (energas) a cadatubo de rayos X; usualmente, una energa alta de 140 kv y otra baja de 80 kv (o100 kv), comparables con 120 kv, que es la energa ms empleada en tomografaconvencional. Cuando se emplea una misma energa, se obtienen valoresreproducibles de atenuacin para diferentes tejidos, mientras que cuandodiferentes energas son empleadas, se encuentran diferencias notables enatenuacin, especialmente en materiales con alto nmero atmico, porque suproporcin de cambio de atenuacin respecto a las dos energas evaluadas noes necesariamente el mismo.


Para obtener las dos energas en DECT, se tienen variasposibilidades: (1) cambios rpidos del voltaje, (2) mltiplescapas de detectores o (3) doble fuente de rayos X (DSCT).


1. Cambio rpido de voltaje: se ha propuesto una tcnica llamada cambio rpido del kilo voltaje donde una mismafuente de rayos X, puede cambiar rpidamente (a una frecuencia de 1 KHz) entre lasenergas altas y bajas, lo cual constituye un reto ingenieril significativo.

Como ventajas, se obtienen imgenes sin problemas de registro con el mismo Fov, seutiliza una sola fuente de rayos X, y, se ha mostrado que posibilita corregir mejor elfenmeno de endurecimiento del rayo.

2. Mltiples capas de detectores: consiste en utilizar varias capas de detectores que absorben preferentemente ciertosrangos del espectro de energas. Esta ltima metodologa fue recientementeimplementada (en ingls usualmente referida como sandwich-detectors) y consiste en eluso de dos capas de detectores de diferentes materiales; la primera absorbe la partebaja del espectro de energas y la segunda capa la parte alta del mismo (haciendo usodel fenmeno de endurecimiento del rayo)


Cada detector funciona como un filtro del espectro de energas, si bien laeficiencia y calidad del espectro obtenido es menor cuando se le compara conla tcnica de cambios rpidos de voltaje.

3. DSCT + DECT: Implementar DECT, utilizando DSCT, y aplicando un voltaje distinto a cada tubo derayos X. La DSCT presenta importantes ventajas, como la posibilidad de filtrar losespectros de energas independientemente para cada tubo de rayos X, lo cualpodra incrementar considerablemente el poder de discriminacin de la DECT ypodra aumentar la sensibilidad de los protocolos diagnsticos utilizados, as comopermitir nuevas aplicaciones que antes no tenan sensibilidad suficiente, por ejemplo, la discriminacin del hierro (Fe) como marcador de vulnerabilidad enplacas aterosclerticas.



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El DECT ha demostrado ser capaz de diferenciarclculos renales que contienen cido rico, lo cualresulta de alta utilidad clnica, ya que dichosclculos pueden ser tratados con medicamentos,en lugar de procedimientos de litotricia. otrasaplicaciones incluyen la visualizacin de la gota yde ligamentos de la rodilla.


Llegando a los Limites

En muy pocos aos, el nmero de detectores ha aumentado

considerablemente, y en este aspecto, Toshiba ha tomado la delanteraimplementando el escner de 256 detectores y, ms recientemente, eltomgrafo de 320 detectores (Aquilion ONE, Toshiba Medical Systems,otawara, Japn).

El escner MDCT de 320 detectores, por ejemplo, cubre una longituden el eje z de 16 cm (320 x 0,5 mm), que es suficiente para tomar unaimagen del corazn en una sola rotacin del gantry. Esto,evidentemente, minimiza errores producto del artefacto de movimientoy facilita el alcance de alta resolucin espacial (de hasta 0,5 mm), enlos tres ejes; e incluso elimina la necesidad del movimiento de lacamilla, como es usualmente realizado en tomografa espiral.


El aumento de la resolucin temporal, incluso, puede resultar suficiente para tomar imgenes de otros rganos o estructuras enmovimiento.

Una mejor resolucin temporal permite la realizacin de estudiosfuncionales, particularmente cuando se utilizan medios de contraste,tales como anlisis de la filtracin glomerular de los riones (que sonel medio mas utilizado usualmente para la eliminacin del medio decontraste), as como la perfusin de diferentes rganos.

Es importante recordar que aunque la MDCT permite reconstruir losdatos con mejor resolucin espacial, esto viene con el costo de unamayor dosis de radiacin en el paciente, en especial cuando sedesea alta resolucin en z (


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Por qu no es posible tener una mejor resolucinespacial y temporal?

Porque depende de mltiples factores, como lmitesfsicos: por ejemplo, los rayos X no pueden viajar msrpido que la luz. De otro lado, la mayor velocidad derotacin del gantry que los fabricantes han logradoalcanzar es de 3 vueltas por segundo, y el problema esque aumentar esta velocidad implica fuerzas degravedad muy altas que inestabilizan mecnicamenteal sistema. otro hecho que siempre debe recordarse esque una mayor resolucin implica mayores dosis deradiacin. As mismo, si se mantiene el Fov para poder estudiar a un paciente (tpicamente 30 cm a 50 cm), yse quiere procesar a una muy alta resolucin espacial, lacantidad de informacin a procesar sera muy alta yhara el proceso mucho ms lento.


CARE Dose 4D.

Es un sistema de control automtico de la exposicin que incluye laadaptacin automatica de la corriente del tubo al tamao y formaanatmica del paciente, y un modulador de la corriente del tubocontrolado de forma simultanea para cada rotacin del tubo.

Se consigue una calidad de imagen bien equilibrada con niveles deradiacin bajos.

Se necesita un topograma lateral o en AP, para que el CARE Dose determineel nivel de corriente adecuado del tubo para cada seccin del paciente.

CARE Dose consigue modular automticamente la corriente del tubo encada una de sus rotaciones, segn el perfil de atenuacin angular delpaciente.


MODULACION DE DOSIS


A partir del producto mAs de referencia de calidad de imagen definido por elusuario, CARE Dose adapta automaticamente el producto mAs efec al tamaodel paciente y a los cambios de atenuacin dentro de la regin de exploracin.

Con la configuracin del producto mAs de referencia de calidad de imagen,puede ajustar la calidad de imagen en relacin al ruido .

Importante: el producto mAs de referencia de calidad de imagen no debeajustarse al tamao de cada paciente.

El paciente siempre debe de posicionarse en el centro del FOV para obtener unacalidad de imagen optima y minimizar la dosis.


Como funciona el CARE Dose 4D ?


Combina dos tipos de modulacin de la corriente del tubo:

1. Modulacin axial de la corriente del tubo:

Basada en un nico topograma , se mide el perfil de atenuacina lo largo del eje longitudinal del paciente en la direccin de laproyeccin, y se estima para la direccin perpendicularmediante un sofisticado algoritmo.

Basndose en estos perfilesDe atenuacin, se calculan losPerfiles axiales de la corrienteDel tubo(lat. y ap.).la correlacinEntre la atenuacin y la corrienteDel tubo se define mediante unaFuncin analtica que produce unOptimo d dosis y ruido de imagenEn cada corte de la exploracin.



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2. Modulacin angular de la corriente del tubo: Basndose en los perfiles axiales de corriente del tubo, lacorriente se modula durante cada rotacin del tubo.

Por lo tanto el perfil de atenuacin angular se mideautomaticamente durante la exploracin, y la corriente del tubose modula en consecuencia en tiempo real para conseguir unaoptima distribucin de la intensidad de los Rx. En todos losngulos de visin.

Relacin entre la atenuacin relativaY la corriente relativa del tubo. ElOperador puede ajustar la intensidadDe la adaptacin por separado paraLa rama izquierda (delgado) y paraLa rama derecha(obeso) de la curva.Este ajuste afecta a todos los exmenesLas lineas grises indican los li mitesTeoricos de la adaptacion(dosisConstante, rui do de i magen constante).Lic. Augusto Melendez Mendoza




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Ruido de imagen.

La correlacin entre la atenuacin y la corriente del tubo nos dar el nivelde ruido.

Para adaptar el ruido de imagen en un protocolo de exploracion, puedeajustarse el producto mAs de referencia de calidad.

Los TC, utilizan como paciente de refencia un adulto tipico entre 70 y 80kg o como un nio tipico, de 5 aos y unos 20 kg.

Basandose en estos valores CARE Dose adapta la corriente del tubo(valor del producto mAs efec. Medio) al tamao concreto del paciente.


Es esencial colocar al paciente en el isocentro del gantry paraque la dosis se aplique ptimamente.

Paciente colocado en el isocentro: dosis y calidad de imagenoptima


Paciente colocado demasiado alto: aumento del producto mAs.

Paciente demasiado bajo: reduccion del producto mAs yaumento del ruidoLic. Augusto Melendez Mendoza



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NIVELES DE DOSIS DE REFERENCIA


VENTAJAS Y RIESGOS RX




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Los atenuacin rayos X varan a lo largo de unaadquisicin espiral de una exploracin


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