Estratexias para a redución de dose de radiación en TCMD torácica

2 1 2 Universidade de Santiago de Compostela Facultade de Medicina e Odontoloxía TESE DE DOUTORAMENTO Presentada por Miguel Sineiro Galiñanes ESTRATEXIAS PARA A REDUCIÓN DE DOSE DE RADIACIÓN EN TCMD TORÁCICA Dirixida por Miguel Souto Bayarri J. Martín Carreira Villamor Miguel Pombar Cameán 3 4 5 6 7 Resultados: los valores de DLP recibidos por los pacientes fueron, en promedio, los siguientes: 328,48 mGy*cm en el grupo de 130 kV, 188,95 mGy*cm en el grupo de 110 kV (Somatom Emotion 6), y 96,2 mGy*cm en los pacientes estudiados con el escáner Somatom Force, inferiores a los recomendados en las guías de referencia (así como los valores de dosis efectiva calculados con el factor de conversión referido). En el grupo de pacientes de 110 kV, el SSDE disminuyó aproximadamente un 40 %, por lo que los pacientes con un IMC más bajo se benefician de una dosis de radiación proporcionalmente más baja al usar protocolos de kV más bajos. En imágenes contrastadas, la capacidad de diferenciar entre dos estructuras con diferentes grados de realce es similar en los grupos de 110 kV y 130 kV. Conclusiones: los valores medios de DLP obtenidos en nuestra práctica clínica diaria están en línea con las recomendaciones de las guías existentes. Se pueden obtener valores de radiación más bajos realizando el ajuste individual del kilovoltaje, manteniendo la calidad diagnóstica de los estudios. Los pacientes con un IMC más bajo pueden beneficiarse de dosis de radiación más bajas (realizando protocolos de 110 kV) en comparación con los pacientes con un IMC más alto (que requerirán protocolos de 130 kV). Los mejores resultados requieren el uso de escáneres TCMD con selección automática no solo de miliamperaje, sino también de kilovoltaje. Términos clave: tomografía computarizada multidetector, TCMD, TC de tórax, cáncer de pulmón, dosis de radiación, baja dosis, Dose Lenght Product. 14 ABSTRACT Background and hypothesis: multidetector computed tomography (CTMD) is currently the best method for detecting lung nodules and lung cancer, as well as for the follow-up of cancer patients, so the number of MDCT tests for these purposes has increased exponentially in recent years, with the consequent generation of large amounts of images, working hours and also higher radiation dose levels. The issue of radiation dose has already become a growing concern among healthcare professionals and the general population, especially due to its potential carcinogenic risks. There are many scientific articles on this subject today, albeit only implicitly, and at the same time the field of radiation dose management has also grown remarkably. It has been suggested that the diagnostic accuracy of CT may be maintained while reducing radiation exposure; as a result, the need to reduce the radiation dose to the lowest possible level has been stated (ALARA principle) [1]. Different approaches have been proposed to reduce these doses, including both milliamperage adjustments (automatic mA modulation) [2] and kilovoltage adjustments depending on the patient's morphotype (since the radiation dose varies approximately with the square of the kilovoltage, kilovoltage is a potentially more efficient way of reducing the radiation dose than reducing the milliamperage) [3]. When these dose reduction strategies are used and the back-projection technique (standard reconstruction) is used, noise increases in the images and can be a diagnostic problem. Recently, several researchers have proposed iterative dose reduction techniques, which are designed to reduce the radiation dose while maintaining good image quality [1]. Objectives: aware of this context of expansion in the field of radiation dose management, and taking into account the recommendations of existing guidelines, we designed a study in which we have two main objectives. First, to determine the current radiation dose in the diagnostic imaging department of the University Clinical Hospital of Santiago de Compostela in daily clinical practice (and compare it with current and other recommendations in the literature); and, second, to evaluate the effect on radiation dose of individual kilovoltage adjustment in multidetector chest computed tomography (MDCT) images acquired with different technologies. 15 Thus, we will verify the adequacy of the radiation dose levels in the chest CT obtained in our daily clinical practice with the recommendations of the existing reference guides, and we will evaluate the effect on the radiation dose of the individual kilovoltage adjustment in the MDCT. It will also be tried to compare the radiation dose values obtained in two different equipments that have different technologies, and on the other hand, to evaluate the impact of voltage reduction on the image quality of these studies, to determine the maintenance of their diagnostical validity, and thus propose optimum kilovoltage values in this type of studies. Taken together, this study aims to better understand radiation doses in this Radiodiagnosis department, in order to improve daily practice by trying to reduce them as much as possible, thus assessing the possibilities offered for this purpose by the new MDCT scanners [4-12 ]. Material and methods: a research study was performed using two CT scans in which 161 patients with a diagnosis of lung cancer were included. The tests were performed on two different equipment: a conventional CT scanner (Somatom Emotion6) and a dual energy CT system (Somatom Force), both produced by the Siemens brand (Siemens Medical System, Forchheim, Germany), using the following parameters : SOMATOM EMOTION6: collimation 6 x 1.0, slice thickness 1,25 mm, 110/130 kV, 48-107 mAs. SOMATOM FORCE: collimation 64x0.6, slice thickness 1 mm, from 100 to 150 kV, from 65 to 300 mAs. Intravenously administered iodinated contrast media were used taking into account the weight of the patients. The scans were performed with patients in apnea, performing the studies in the early arterial phase, with reconstructions in mediastinal and lung windows. The radiation dose levels of the CT studies were recorded digitally, based on the dosimetry reports reported by the teams themselves. The DLP levels obtained as well as the noise level in the images were evaluated, and the effective dose calculations were performed, using the conversion factor recommended by the European guidelines for chest CT (0.014 mSv / mGy * cm). 16 An assessment of the estimated dose based on patient morphotype (SSDE) was also performed, and it was studied whether there was a significant increase in noise levels in the lower kV (110 kV) group. Results: the DLP values received by the patients were, on average, as follows: 328.48 mGy * cm in the 130 kV group, 188.95 mGy * cm in the 110 kV group (Somatom Emotion 6), and 96.2 mGy * cm in the patients studied using the Somatom Force scanner, lower than those recommended in the reference guidelines (as well as the effective dose values calculated with the conversion factor referred to). In the 110 kV patient group, the SSDE decreased by approximately 40%, so patients with lower BMI benefit from a proportionally lower radiation dose by using lower kV protocols. In contrasted images, the ability to differentiate between two structures with different degrees of enhancement is similar in the 110 kV and 130 kV groups. Conclusions: the mean DLP values obtained in our daily clinical practice are in line with the recommendations of the existing guidelines. Lower radiation values can be obtained by performing the individual adjustment of the kilovoltage, maintaining the diagnostic quality of the studies. Patients with lower BMI may benefit from lower radiation doses (by performing 110 kV protocols) compared to patients with higher BMI (who will require 130 kV protocols). The best results require the use of TCMD scanners with automatic selection not only of milliamperes, but also of kilovoltage. Key Terms: Multi Detector Computed Tomography, TCMD, Chest CT, Lung Cancer, Radiation Dose, Low Dose, Dose Lenght Product. 17 18 Agradecementos 19 20 AGRADECEMENTOS En base á miña propia experiencia e á de algunhas amistades coas que teño cavilado sobre o tema, a redacción da tese de doutoramento segue a ser un auténtico desafío para os alumnos que afrontan o reto da súa escritura. Non é unha tarea sinxela, como debe corresponder ó maior grado académico universitario, e trátase, en efecto, dun proceso lento, traballoso, con moitas idas e vidas, e resultados inesperados. O proceso resulta se cabe máis complexo se se debe simultanear con outras ocupacións como a labor asistencial, circunstancias estas sobre as que reflexionei no seu momento no 34 congreso da Sociedade Española de Radioloxía Médica de Bilbao, no ano 2016, mediante a ponencia “La tesis doctoral durante la residencia: un objetivo pendiente”. Como parodia do mencionado, no meu caso, a realización da tese de doutoramento prolongouse por bastante máis tempo, nun proceso no que considero que manter a motivación é o principal, e para iso, afortunadamente, contei coa inestimable axuda do meu tutor, Miguel Souto. Grazas ás súa permamente axuda e recordatorios, supervisión e seguimento, finalmente, esta tese de doutoramento é unha realidade. Tamén quero agradecer a axuda dos meus directores Miguel Pombar e José Carreira, así como a colaboración do persoal sanitario do Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela, que participou na recolección dos datos necesarios para a realización do estudo de investigación. O benestar profesional é tamén un factor importante para manter a motivación, e teño comprobado que os momentos de maior desempeño na realización do doutoramento teñen coincidido con aqueles nos que me atopaba mellor a este nivel. Isto resultou ser crucial nos últimos meses de redacción da tese, polo que quero dar as grazas tamén a Milagros Otero e Iván Sanz, por crer en min e terme animado ó cambio profesional no que me embarquei fai agora pouco máis dun ano. Pero, ademais do académico e profesional, é importante o benestar persoal, e neste senso coido que son afortunado, xa que sempre puiden ter ó meu lado á miña parella, Giselle, e aos meus pais, Miguel e Carmela, que non perderon nunca a fe en que finalmente remataría este proxecto. Como eles saben, o seu amor e compañía son un elemento clave na miña vida, sen o cal, por suposto, a redacción desta tese tería sido moito máis difícil. Finalmente, quero dar as grazas á miña tía Leo, que constituiu durante a miña infancia e adolescencia unha referencia de valores familiares e de bondade que sempre recordarei. A procura de novas evidencias para o establecemento de programas de screening de cancro de pulmón, foi tamén unha motivación que mantivo vivo o proxecto de redacción desta tese. Grazas. 21 22 A Giselle, Carmela, Miguel e Leo. 23 5. RESULTADOS…………………………………………………..………………...123 5.1. RESTULADOS DOS VALORES DE DLP……………………………...125 5.2. RESTULTADOS DOS VALORES DE DOSE EFECTIVA E SSDE…...126 5.3. RESULTADOS DA AVALIACIÓN DA CALIDADE DE IMAXE...…..128 6. DISCUSIÓN………………...……………………………………………………...131 6.1. INTRODUCIÓN………………………………………………………....133 6.2. RESPOSTA ÓS OBXECTIVOS………………………………………...134 6.3. VALORACIÓN DOS RESULTADOS………………………………….135 6.4. COMPARACIÓN CON OUTROS ESTUDOS DE INVESTIGACIÓN..136 6.5. IMPLICACIÓNS CLÍNICAS…………………………………...……….137 6.6. LIMITACIÓNS DO ESTUDO…………………………………………..138 7. CONCLUSIÓNS…………………………………….……………………………..141 8. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS……………………………………………..145 9. ANEXOS………………………………………………………………….………..161 9.1. ARTIGOS PUBLICADOS EN REVISTAS CIENTÍFICAS……….…...163 9.2. COMUNICACIÓNS CIENTÍFICAS A CONGRESOS………………....165 9.3. MODELO DE CONSENTIMENTO INFORMADO…………….……...167 9.4. DICTAME FAVORABLE DO COMITÉ DE ÉTICA…………………..172 9.5. DECLARACIÓN DE CONFLITO DE INTERESE……………...……..173 30 LISTA DE FIGURAS E TÁBOAS 31 32 LISTA DE FIGURAS E TÁBOAS Figura 1. Representación esquemática do efecto fotoeléctrico…………………………..50 Figura 2. Representación esquemática do efecto Compton……………………………....51 Figura 3. Gantry dun equipo de TC………………………………………………………....52 Figura 4. Máquina inxectora de medio de contraste iodado intravenoso………..…….54 Figura 5. Exemplo de estudo de TC abdominal sen e con contraste, en fases arterial, venosa portal e de equilibrio hepático, que revela a presenza dunha lesión hipervascular hepática………………………………………………………………………..55 Figura 6. Exemplo de reconstrucción coronal en estudo de TC toraco-abdomino- pélvico…………………………………………………………………………………………...58 Figura 7. Valores de atenuación aproximados en UH para diferentes tecidos humanos (en estudos de TC sen administración de contraste iodado)…………………….………59 Figura 8. Imaxe de TC de tórax con presenza de distintas densidades radiolóxicas, incluindo a densidade metal dos electrodos de marcapasos………………….…………60 Figura 9. Imaxes de TC na que se comproba como, ó estreitar a fiestra, faise máis evidente a presenza dunha colección frontal dereita con contido denso, que representa sangrado………………………………………………………………………………………..61 Figura 10. Táboa que reflexa os parámetros de fiestra e nivel (en UH) empregados en diferentes tecidos……………………………………………………………………………...62 Figura 11. Imaxe de TC toraco-abdominal con artefacto respiratorio en hipocondrio dereito…………………………………………………………………………………………..65 Figura 12. Fórmula de cálculo do CTDI………………………………………………….71 Figura 13. Fórmula de cálculo do CTDI₁₀₀……………………………………………….72 Figura 14. Fórmula de cálculo do CTDIw………………………………………………..72 Figura 15. Definición do factor pitch……………………………………………………...73 Figura 16. Fórmula de cálculo do CTDIvol………………………………………………73 Figura 17. Fórmula de cálculo do DLP…………………………………………………...74 33 Figura 18. Fórmula de cálculo xeral da dose efectiva…………………………………….75 Figura 19. Fórmula de cálculo da dose efectiva para cada parte do corpo humano…76 Figura 20. Estudo de estadificación dunha masa pulmonar tumoral no LII, que se acompaña de derrame pleural no momento do diagnóstico………………………………82 Figura 21. Exemplo de tumor epidermoide que debuta con parálise de cordas vocais. Masa central con múltiples adenopatías mediastínicas…………………………………...84 Figura 22. Paciente portador de nódulo supleural en LID, con diagnóstico posterior de adenocarcinoma………………………………………………………………………………..86 Figura 23. Carcinoma microcítico pulmonar en LID…………………………………….89 Figura 24. Paciente con tumor carcinoide pulmonar atípico e metástase hepática….94 Figura 25. Nódulo pulmonar solitario en LSI, estable en sucesivos controis.………...96 Figura 26. Masa tumoral no bronquio principal dereito que condiciona atelectasia completa do LID……………………………………………………………………………….99 Figura 27. Prominencia hiliar dereita que posteriormente correspondeu con conglomerado adenopático por linfoma…………………………………………………...101 Figura 28. TC de estadificación de tumor pulmonar esquerdo, estadio IV pola presencia de metástases pleurais e ganglionares mediastínicas. Tamén presenta tromboembolismo pulmonar bilateral……………………………………………………..104 Figura 29. Estudo de PET-TC que demostra positividade de adenopatías mediastínicas e metástases pleurais esquerdas…………………………………………………………….105 Figura 30. Estudo de RM cerebral (secuencia FLAIR) que demostra presencia de masa extraaxial con edema asociado, que resultou ser unha metástase de tumor pulmonar tipo adenocarcinoma………………………………………………………………………….107 34 Figura 31. Táboa que contén os resultados dos valores de DLP obtidos empregando os protocolos de 130 kV, 110 kV(Emotion 6), e escáner de doble enerxía (Somatom Force)………………………………………………………………………………………….126 Figura 32. Táboa que contén os valores medios de radiación (DLP, mSv, CTDIvol e SSDE) obtidos empregando 130 kV, 110 kV, e escáner de doble enerxía…………...127 Figura 33. Táboa na que se reflicten os resultados da comparación dos niveis de ruido obtidos empregando o escáner SomatomEmotion cos protocolos de 110 kV e 130 kV (CTR=VHU-MHU/VN)…………………………………………………………………….129 35 36 1. INTRODUCIÓN 37 38 1. INTRODUCIÓN 1.1. Síntese de fitos notables na Historia da Radioloxía O inicio da historia da radioloxía remóntase ao 8 de novembro de 1895, día no que Wilhelm Roentgen tomou a primeira imaxe humana mediante a utilización de raios X, tratándose concretamente dunha radiografía frontal da man da súa muller Berta, que pasou á posteridade coma un auténtico icono radiolóxico (fig.1). Desde entón fóronse producindo numerosas contribucións científicas que conduciron ao desenvolvemento e perfeccionamento das diversas modalidades e técnicas radiolóxicas que se realizan na actualidade nos departamentos de imaxe hospitalaria de todo o mundo [13,14], incluíndo: 1896: Antoine Henri Becquerel descobre a radioactividade, Thomas Edison inventa o primeiro fluoroscopio dispoñible comercialmente, John Macintyre abre o primeiro departamento de radioloxía do mundo en Glasgow e Sydney Rowland funda a primeira revista de radioloxía, os Archives of Clinical Skiagraphy. 1898: Marie Curie publica o seu artigo "Raios emitidos polos compostos de uranio e torio". Anteriormente, en 1880, Pierre Curie descubrira a piezoelectricidade. 1913: Albert Salomon comeza a investigación que levará ao descubrimento da mamografía, e William Coolidge presenta o seu tubo de raios X. 1927: Egas Moniz, eminente psiquiatra e neurocirurxián de nacionalidade portuguesa, desenvolve a anxiografía cerebral. 1934: Frederic e Irene Joliot-Curie logran a produción artificial de isótopos radioactivos. Serán galardoados co Premio Nobel de Química ao ano seguinte. 1936: John H. Lawrence, médico e físico, pioneiro da medicina nuclear, usa o fósforo-32 para tratar a leucemia Anos 1950: David E. Kuhl inventa a tomografía por emisión de positrónss (PET), unha das técnicas fundamentais no campo da medicina nuclear e da oncoloxía. 1953: Sven-Ivar Seldinger desenvolve a súa famosa técnica de abordaxe anxiográfico, unha das bases da moderna radioloxía intervencionista. 39 46 2. CONTEXTUALIZACIÓN 2.1. Principios de Tomografía Computadorizada. A tomografía computarizada ou TC (do grego Tomos: corte, e Gráfos: imaxe) é unha das técnicas radiolóxicas principais, e ten como característica fundamental a capacidade de reconstruir mediante métodos computacionais estudos de imaxes seriadas de seccións específicas do corpo humano. O seu funcionamento baséase no principio fundamental de que a densidade dos tecidos orgánicos atravesados por un feixe de raios X pode ser cuantificada a partir do cálculo dos seus correspondentes coeficientes de atenuación. Deste xeito, o feixe de raios X rota arredor do corpo do paciente, realizándose determinacións cuantitativas da radiación que deixan pasar os diferentes tecidos ao seu través en base ás súas propias características físicas, e posteriormente, esta información organízase informáticamente xerando imaxes de seccións sucesivas, dispostas de forma paralela unhas das outras [18]. Historicamente, dende o descobremento do fenómeno das radiacións ionizantes e o inicio da súa aplicación no campo das ciencias médicas, xa se veu procurando o desenvolvemento dunha tecnoloxía que fose capaz de poder representar un corte único das estruturas anatómicas sobre a película radiolóxica. Desde xeito, evitaríase que os elementos superpostos ao órgano obxecto de estudo impedisen a súa correcta visualización e valoración (feito inherente á técnica de radioloxía simple, na que todos os elementos do campo se proxectan nunha única imaxe, na que se visualizan formacións virtuais que son en realidade o resultado da suma de densidades radiolóxicas de distintas estruturas). Así, xa en 1930 Alessandro Vallebona [19], radiólogo italiano, propuxo o método da tomografía. A súa idea baseábase nos principios da xeometría proxectiva, conectando o tubo de raios X e a táboa na que se ubicaría o paciente (material fotosensible), e facendo que se movesen de forma sincronizada e en sentidos opostos, de tal forma que o centro de rotación de ámbolos dous elementos se localizara no foco do corte desexado. Deste xeito introdúxose o concepto da tomografía lineal, na que a imaxe creada polo elemento situado no plano focal veríase cunha definición axeitada, ó tempo que as restantes imaxes anularíanse na forma de ruido. Porén, as imaxes obtidas mediante este método carecían da calidade suficiente para realizar informes diagnósticos. Foi necesario agardar varias décadas ata a aparición dunha técnica realmente funcional para a súa utilización nas ciencias médicas, ata que no ano 1972, e grazas ao 47 traballo do enxeñeiro Sir Godfrey Newbold Hounsfield [20], combinouse a primitiva idea de Alessandro Vallebona cos avances no manexo informático de matrices desenvolvido por Allan McLeod Cormack, creando o primeiro escáner de tomografía computarizada. 2.1.1. Bases físicas da TC convencional 2.1.1.1. Formación do feixe de raios X. No equipo de TC, a fonte emisora de radiación é un tubo de raios X, que funciona como un conversor de enerxía capaz de transformar a enerxía eléctrica noutras dúas formas de enerxía: raios X (fotóns; 1% da enerxía transformada) e calor (99%; efecto indesexable pero inevitable) [21-24] O tubo de raios X está composto por 2 elementos principais: o ánodo e o cátodo, que se atopan instalados no interior dunha cuberta que serve de soporte á vez que proporciona vacío e illamento eléctrico. Normalmente emprégase vidro para a súa fabricación . 1. O cátodo: adoita tratarse dun filamento de tungsteno, que debe quentarse co obxectivo de elevar a enerxía dos seus electróns o suficiente como para condicionar unha aceleración que provoque a súa liberación do átomo. 2. O ánodo: composto por unha lámina de tungsteno, cara á que se dirixen os electróns libres emitidos polo cátodo, que se aceleran na súa dirección debido á diferenza de potencial existente entre ámbolos dous, adquirindo unha elevada cantidade de enerxía cinética (da orde de keV e MeV). Cando os electróns colisionan contra o ánodo, frenando de maneira brusca, perden a súa enerxía cinética, que se convirte en radiación electromagnética que presenta xeralmente un espectro de enerxías que oscila entre 15 – 150 keV, e que se coñece como raios X, mediante dúas formas de interacción diferenciadas [25-26]. 1. Radiación de freado (Bremsstrahlung): é o mecanismo responsable da formación da maior parte da enerxía, e prodúcese pola perda de enerxía cinética que experimentan os electróns ao pasar ó traves dos átomos do ánodo debido á atracción exercida polos núcleos, cargados positivamente. Canto máis preto pasen os electróns do núcleo, maior será a perda de enerxía cinética, provocando cambios de dirección dos mesmos, ou incluso a parada dos mesmos. 2. Radiación característica: que é a que se produce cando os electróns emitidos dende o cátodo impactan contra os electróns que orbitan nos átomos do ánodo no caso 48 de que posúan unha enerxía igual ou superior á enerxía de ligadura destes últimos, provocando a súa liberación, coa conseguinte movilización en cadea dos electróns das capas máis externas para manter a estabilidade do átomo. A cantidade e calidade da radiación X xerada pódese controlar axustando os parámetros eléctricos do sistema: quilovoltaxe, (kV, é a diferencia de potencial aplicada sobre o tubo), miliamperaxe (mA, a corrente que flúe no interior do tubo), e tempo de exposición (habitualmente, só unha fracción de segundo). O axuste destes parámetros vai condicionar tanto dose de radiación recibida polos pacientes como a calidade das imaxes obtidas polo equipo de TC, elementos nucleares no estudo que serve de base para a confección desta tese de doutoramento. 2.1.1.2. Formas de interacción dos raios X co paciente Unha vez xerado o feixe de raios X, este diríxese cara o paciente en forma de fotóns, que poderán interaccionar cos seus tecidos de varias formas diferentes, dependendo de se os atravesan sen contactar cos seus átomos (en cuxo caso non producirán ningún efecto), de se son completamente absorbidos polos mesmos (podendo producirse o efecto fotoeléctrico), ou de se se produce unha absorción parcial da radiación electromagnética (que ten como consecuencia o efecto Compton). Existen outras dúas formas de interacción dos fotóns coa materia que non ocorren cos espectros de keV empregados actualmente na práctica clínica tanto diagnóstica como terapéutica, que son a dispersión coherente (na que a enerxía do fotón é tan baixa que non se pese a interactuar co átomo, non se produce transferencia de enerxía), e a produción de pares (na que a enerxía do fotón é tan alta -polo menos 1022 MeV -, que ó interactuar co campo eléctrico do núcleo é transformado en materia: un electrón e un positrón). 2.1.1.2.1. Efecto fotoeléctrico. É unha das formas principais de interacción dos raios X coa materia, na que se produce unha colisión entre o fotón emitido polo tubo de raios X e un electrón da codia de algún dos átomos do paciente (normalmente das máis internas), de tal xeito que toda a enerxía do fotón é absorbida polo electrón e este é desprazado da súa ubicación orixinal [27] (fig.2). A probabilidade de que se produza este efecto é máxima cando a enerxía do fotón incidente é a mesma, ou só lixeiramente superior á enerxía de ligadura que mantén 49 ó electrón no seu orbital (coñecida como límite K), e tamén aumenta no caso dos electróns que forman parte dun átomo con elevado número atómico (xa que tamén aumenta o número de electróns contra os que podería producirse a colisión). Deste xeito, o fotón é completamente absorbido polo electrón desprazado (o que contribúe a atenuación do feixe de raios X), ó tempo que un electrón das capas externas cubre a vacante para estabilizar o átomo, emitindo no proceso unha radiación característica coñecida como electrón Auger. Cuantitativamente, establécese que a probabilidade de que ocorra o efecto fotoeléctrico é proporcional ó cubo do número atómico do medio de atenuación (Z), inversamente propocional ó cubo da enerxía do fotón incidente (E), e proporcional á densidade física do medio de atenuación (p); polo tanto Probabilidade de absorción fotoeléctrica = p (Z3/E3) Este é o motivo polo que, no campo da protección radiolóxica, adoitan empregarse materiais cun elevado número atómico, coma o chumbo (Z=82). 50 Figura 1: Representación esquemática do efecto fotoeléctrico. 2.1.1.2.2. Efecto Compton. Débelle o seu nome a Arthur Holly Compton, médico dos EUA que recibiu o premio Nóbel de Física en 1927 debido ao descobremento do mesmo. A probabilidade da súa aparición é directamente proporcional ó número de electróns nas capas externas (densidade electrónica) e á densidade física do material, ten unha feble asociación coa enerxía fotónica (relativamente constante, rango de 10 a 600 keV), e, a diferenza do efecto fotoeléctrico, non depende do número atómico. En realidade, a densidade electrónica do material absorbente é similar para a maior parte de elementos (aprox. 3X1023), a excepción do hidróxeno, que ten o doble de densidade electrónica debido á ausencia de neutróns no seu núcleo. É a principal causa de xeración de radiación dispersa, e débese á interacción do fotón con electróns libres ou pouco ligados ó átomo (normalmente localizados nas capas máis externas da codia). Neste caso, o fotón impacta pero non é absorbido completamente, e ademáis cambia a súa traxectoria podendo interactuar con múltiples electróns, podendo provocar múltiples ionizacións nos átomos do paciente (fig.3). Polo tanto, trátase dun efecto indesexable pero inevitable, e ademáis é o proceso dominante cando se irradian os tecidos cun rango de enerxía entre 30 keV – 30 MeV, no que se inclúen tódolos procedementos tanto diagnósticos como terapéuticos no campo da radioloxía humana. 51 Figura 2: Representación esquemática do efecto Compton. 2.1.2. Compoñentes do escáner de TC Os aparatos de TC de terceira xeración que se empregan no estudo realizado como base desta tese de doutoramento constan dunha serie de elementos comúns, necesarios para a xeración das imaxes radiolóxicas, que veñen sendo [28]: 1. O armazón, tamén coñecido como “gantry”, é a estrutura fixa en cuxo interior se deslizará a mesa na que se localiza o paciente (fig.4), e que da soporte ós seguintes elementos: 52 Figura 3: Gantry dun equipo de TC. 1. Tubo de ra i os X : que é o xenerador das ondas de radiación electromagnética que permitirán a obtención da imaxe radiolóxica. 2. Detectores: son os elementos que recepcionan a radiación unha vez que esta xa atravesou ó paciente, para convertila en enerxía eléctrica. Deben localizarse nunha posición enfrentada ao tubo de raios X. 2. A mesa na que se deita ó paciente obxecto de estudo. Debe dispoñer dun motor que poida movela de forma constante e continua, definindo xunto ao espesor de corte a secuencia de estudo, e avanzando de forma sincronizada coa rotación do armazón para permitir unha axeitada irradiación do paciente co feixe de raios X. A relación entre a distancia en mm á que se vai movendo a mesa en cada rotación do armazón e o espesor de corte seleccionado denomínase “pitch”, valor que vai depender tanto da velocidade de xiro do armazón como da velocidade á que se vai desplazando a mesa (5). Así, os valores de “pitch” poden oscilar entre o extremo de obter hélices moi pechadas (nas que aparecería moita superposición de imaxes) ó extremo de acadar hélices moi abertas (nas que certas seccións do paciente a estudo quedarían sen barrer , podendo quedar sen visualizar pequenas lesións nodulares localizadas entre dous cortes). Por iso, o intervalo de unidades válido que adoita empregarse nun estudo de TC estándar adoita situarse entre 0.7 e 1.5. 3. Colimadores: trátase de finas láminas de material que deben impedir o paso da radiación, normalmente en número de dous, localizándose o primeiro deles en situación anterior ao paciente (e que ten as funcións de definir a fiestra de estudio, e de filtrar as distintas direccións dos raios emitidos co obxectivo de lograr que sexan paralelos), e o segundo posterior ao paciente (cuxa función consiste en diminuír a radiación dispersa que chega ao receptor). 4. O convertidor analóxico – dixital, elemento intermediario destinado a realizar a conversión da enerxía eléctrica almacenada polos detectores en sinais dixitais que posteriormente se envían ao ordenador. 5. Ordenador: é o sistema informático que recibe os sinais dixitais para, mediante a súa organización nunha serie de matrices, realizar a conversión dos mesmos nunha imaxe que poida ser visualizada no monitor. 53 2.1.3. Inxección de medios de contraste intravenoso Cómpre recordar que practicamente tódolos tipos de equipos de TC dispoñibles na actualidade inclúen inxectores automáticos de contraste iodado intravenoso, que permiten mellorar a visualización das estruturas vasculares, así como avaliar o patrón de captación de contraste dos órganos internos [29] (fig.5) 54 Figura 4: Máquina inxectora de medio de contraste iodado intravenoso O proceso de distribución do medio de contraste polo organismo pódese dividir en diferentes fases, que se poden clasificar do seguinte xeito, e cuxo ritmo de ocorrencia vai variar en función das características do paciente, sendo máis lento no caso de pacientes con elevado índice de masa corporal, ou insuficiencia cardíaca. 1. Fase temprana ou de bolo: que se produce ós poucos segundos da inxección, coa entrada do contraste a través da vea seleccionada (habitualmente unha vea superficial do membro superior) e o seu paso ás cavidades cardíacas dereitas e as arterias pulmonares. A toma de imaxes neste período permite, entre outras cousas, descartar a posibilidade dun tromboembolismo pulmonar. 55 Figura 5: Exemplo de estudo de TC abdominal sen e con contraste, en fases arterial, venosa portal e de equilibrio hepático, que revela a presenza dunha lesión hipervascular hepática. 2. O centro ou nivel, que é a densidade media da fiestra escollida, e que se pode desplazar tanto en sentido superior coma inferior, mantendo a amplitude do rango de valores de UH seleccionado, que se modifica a canda el. Cómpre reseñar que non existe ningunha configuración de fiestra capaz de mostrar todo o rango posible de densidades radiolóxicas nunha soa imaxe, por iso para unha correcta avaliación dos estudos de TC habitualmente será precisa a utilización de varias fiestras, que xa se poden programar previamente no momento da realización das reconstrucións no aparello de TC (fig.11) No caso da TC torácica, é preciso o emprego de polo menos dúas fiestras: unha para a visualización dos órganos mediastínicos (corazón e grandes vasos, principalmente) e outra para a valoración do parénquima pulmonar. Adicionalmente e ó igual que na meirande parte do organismo, tamén pode ser necesaria unha terceira fiestra para unha axeitada caracterización das estruturas óseas. Área anatómica Nivel de fiestra Ancho de fiestra Encéfalo 40 150 Esqueleto 550 3000 Partes brandas 50 350 Pulmón -600 1450 Os valores de fiestra posúen unha importante influencia na visibilidade e morfoloxía aparentes das estruturas presentes na imaxe radiolóxica, polo que unha vez seleccionada unha das fiestras, podería ser preciso un axuste fino dos seus valores para mellorar a percepción de anormalidades concretas. Así, pódese lograr unha representación óptima do elemento obxecto de estudo cando o valor da fiestra se atopa nun punto intermedio entre a densidade do devandito elemento, e a do tecido que a rodea. Por exemplo, no caso da avaliación dun nódulo pulmonar, se o medísemos empregando unha fiestra de valores intermedios, como a que se utiliza para o estudo das estruturas mediastínicas, probablemente se produciría unha importante subestimación 62 Figura 10: Táboa que reflexa os parámetros de fiestra e nivel (en UH) empregados en diferentes tecidos. do seu tamaño. Neste sentido, cómpre reseñar que no caso e empregar axustes inaxeitados de fiestra, a valoración das estruturas de reducido tamaño resultará máis distorsionado que no caso das de maior tamaño. Tamén no campo da radioloxía torácica, podemos poñer por caso a búsqueda de alteracións pleuro-parenquimatosas no caso de pacientes con exposición ó asbesto, nos que o emprego de fiestras de maior rango (de ata 2000 UH) podería ser útil na busca de placas ou calcificacións pleurais, mentres que no caso de estar á procura de sutís cambios de densidade nos casos de pacientes con enfisema, como as que aparecen nos casos da bronquiolite respiratoria, na que aparecen pequenas opacidades seudonodulares moi tenues, o emprego de fiestras de menor rango (de aprox. 500 UH) resultará de maior utilidade. 2.1.6. Criterios de calidade da imaxe radiolóxica obtida mediante TC As imaxes de TC atópanse compostas por valores de píxeles que deben ser transformados posteriormente para a súa visualización. Neste proceso inciden múltiples elementos que afectarán á calidade das imaxes obtidas, afectando á nitidez das mesmas, que incidirá directamente no rendemento diagnóstico da proba [30]. 1. A resolución espacial, que se define como a capacidade de diferenciar entre dous puntos que se atopan moi próximos entre eles, de forma que sexa posible recoñecelos como estruturas separadas. A mínima distancia na que todavía é posible aislar os devanditos puntos coñécese como poder de resolución, e depende de: a) O tamaño do píxel (a menor tamaño do mesmo, maior resolución). b) O grosor de corte (canto máis fino sexa o grosor de corte, maior será a resolución, xa que a media de atenuacións do mesmo será máis precisa). c) O algoritmo de reconstrución. 2. A resolución temporal, que é a capacidade de diferenciar elementos en movemento rápido na imaxe de TC. O seu control ten especial importancia para a realización de estudos de TC cardíaca, na que os movementos do corazón poden afectar á calidade diagnóstica das imaxes. Pode mellorarse empregando metodoloxías de reconstrución específicas, mediante a utilización de escáneres de doble fonte, ou ben incrementando a velocidade de rotación do tubo de raios X. 63 3. A resolución de contraste: é a cualidade que permite a diferenciación entre estruturas de distinta densidade mediante a súa ubicación na escala de grises, independientemente da súa morfoloxía e tamaño. O contraste nos escáneres mellora considerablemente en comparación co existente nas radiografías debido á colimación do feixe de raios X, que restrinxe a radiación dispersa, e que se ve influenciada á sua vez por: a. O contraste da estrutura (as que posúan menor atenuación apreciaranse mellor se se atopan na vecindade de outras con maior atenuación). b. O emprego de medios de contraste, que absorben a radiación e permiten diferenciar entre estruturas con densidades semellantes, xa sexan administrados por vía intravenosa, oral, ou mediante sondaxes. c. O ruido de fondo do equipo, que é inherente á propia técnica. 4. A linealidade: que é a correspondencia entre a atenuación dun material e o valor de UH que lle foi asignado (0 no caso da auga). Pódese mellorar mediante unha calibración periódica do sistema. 5. O ruido do sistema: que é como se coñece á variación dos valores en UH de cada un dos píxeles dun mesmo tecido, e que sería 0 no caso dunha estrutura que tivese tódolos píxeles iguais. Varía en relación á cantidade de fotóns recibida polos detectores e ós ruidos producidos polo propio equipo de TC, e apréciase como un aspecto granuloso da imaxe, que pode diminuir a rentabilidade diagnóstica do estudo radiolóxico. 64 2.1.7. Artefactos de imaxe. Coma no caso doutras técnicas de imaxe médica, nos estudos de TC podemos atopar distorsións de imaxes reais que fan máis complicado o recoñecemento correcto das estruturas que se atopan en relación de vecindade. Estas alteracións coñécense como artefactos e poden producirse tanto durante os procesos de adquisición das imaxes (algúns deles debido a factores específicos do paciente), como durante os procesos de reconstrución e posprocesamento [31] . Para evitar a aparición de artefactos, é necesario que se realice un axeitado mantemento do equipo de TC, que debe contar cunha boa calibración, xa que o mal funcionamento dos detectores ou do tubo de raios X podería estar detrás do mecanismo de xeración de certos artefactos que ocorren durante o proceso de adquisición das imaxes. Hai que falar tamén dos artefactos que dependen de factores propios do paciente, entre os que se atopan tanto os provocados debido a materiais presentes no seu organismo (tales como endoprótesis ou catéteres, pero tamén xoias ou piercings), coma os secundarios á existencia de movementos accidentais ou respiratorios realizados polo individuo (fig. 12). 65 Figura 11: Imaxe de TC toraco-abdominal con artefacto respiratorio en hipocondrio dereito. Tamén poden existir artefactos secundarios ao brillo residual dos receptores (que provoca unha discreta borrosidade nas imaxes), así coma en relación co aumento de intensidade do feixe de raios que ocorre ao atravesar elementos de densidade metálica (e que se orixina a causa da eliminación dos fotóns de maior enerxía que condiciona ), conocido coma artefacto de endurecemento do feixe. Para evitar a aparición dos artefactos metálicos é preciso retirar na medida do posible todos os accesorios metálicos, aumentar a quilovoltaxe do feixe de raios X ou ben tratar de modificar o ángulo de disparo do tubo para evitar que interfira con eles. No referente ao caso dos artefactos por movemento respiratorio, debe informarse previamente ao paciente do procedemento e recordarlle a importancia de manter as apneas sempre que se lle solicite. En relación cos procesos de xeración das imaxes, é necesario mencionar os artefactos de volume parcial, que se deben a erros no cálculo dos coeficientes de atenuación de dous ou máis elementos de distintas densidades cuxa localización coincide no mesmo vóxel. Despois da adquisición, o sistema informático realiza un promedio das atenuacións dos compoñentes, e represéntaos erroneamente coma si se tratara dun tecido homoxéneo. Nestes casos, a orixe do artefacto atópase no proceso de reconstrución da imaxe, e podería evitarse en gran medida realizando unha disminución no grosor de corte. No caso específico dos estudos de TC de coronarias ou de aorta torácica, é moi importante lograr unha ausencia total de artefactos respiratorios, polo que se realizan con sincronización ECG e programas de post-procesado para asegurar a obtención de imaxes de alta calidade diagnóstica. 66 2.2. DOSIMETRÍA 2.2.1. Introdución A aparición da TC helicoidal multidector conduciu a unha auténtica revolución no potencial diagnóstico da TC, xa que pasou de ser unha técnica radiolóxica seccional unicamente axial que se empregaba só en certas situacións a unha técnica moderna mediante a que é posible obter imaxes nos planos de corte desexados mediante a realización de reconstrucións, ou mesmo a visualización volumétrica tridimensional dos datos adquiridos mediante o emprego técnicas de post-procesado. Por outra banda, a evolución tecnolóxica das últimas décadas permite no momento actual a realización dos estudos en poucos segundos, así como a selección de seccións anatómicas de maior lonxitude, de tal xeito que hoxe en día é posible a obtención de imaxes do paciente dende a cabeza ós pes (o cal resulta últil por exemplo nunha situación de politraumatismo), con inxección de contraste en varias fases, e a reconstrución saxital e coronal das imaxes, en cuestión de poucos minutos. Isto conduciu á xeneralización do emprego da TCMD na práctica clínica diaria, levando a una situación na que nun hospital de terceiro nivel supérase con facilidade a cifra de 100 estudos de TC realizados nun só turno de traballo, facendo que teña aumentado significativamente a preocupación sobre a dose de radiación recibida polos pacientes e as súas posibles consecuencias na saúde (en particular, pola posibilidade de aparición de lesións tumorais asociadas á radiación). Existen estudos epidemiolóxicos que teñen demostrado que o emprego de fontes de radiación ionizante atópase asociada á aparición de certos tipos de tumores, entre eles o cancro de pulmón, de forma dose-dependente (efecto determinístico, e sen dose umbral demostrada, polo que incluso pequenas doses de radiación incrementan o risco), pero tamén de forma probabilística (efecto estocástico, que pode aparecer, pero non necesariamente). Non obstante, resulta moi complexo diferenciar o perigo adicional que poderían supoñer os estudios de imaxe médica respecto dos asociados á radiación de fondo (producida polos efectos de todas as radiacións ambientais, de difícil control; por exemplo, en Galicia ten unha grande importancia a radiación de fondo en relación co radón, que está presente na meirande parte do territorio). Neste sentido, téñense realizado averiguacións sobre persoas que sobreviviron á explosión das bombas atómicas de Hiroshima e Nagasaki, téndose certificado a asociación entre cancro e a presenza de radiación ionizante de baixa dose [32]. 67 Existen dous tipos de radiación ionizante que son relevantes nos procesos de aparición de procesos tumorais, que se coñecen como: 1. Radiación de baixa transferencia liñal de enerxía (TLE), na que se inclúen tanto a radiación gamma coma os raios X (non materiais). 2. Radiación de alta transferencia liñal de enerxía, representada polos neutróns e as partículas alfa (materiais). Ámbalas dúas formas de radiación poden provocar dano celular directo ou sobre as células de vecindade, producindo inestabilidade cromosómica, se ben as radiacións con alta TLE son as máis perigosas. Polo tanto, aínda que os raios X se consideran radiación ionizante de baixa TLE, non deixan de ter a capacidade de alterar os átomos da materia coa que interactúan, producindo partículas cargadas (ións). Como se mencionou previamente, a utilización de raios X é fundamental no proceso de xeración de imaxes mediante TCMD. Trátase dun tipo de radiación electromagnética (como a luz visible, os ultrasonidos ou as ondas de radio), que se propaga en liña recta á velocidade da luz, na forma de fotóns. A unidade de enerxía que se emprega para a súa medición é o electrón-voltio (eV), que se define como a enerxía cinética que adquire un eletrón ó ser acelerado por unha voltaxe de 1V. Deste xeito, canto maior sexa a enerxía dos raios X, tanto maior será a súa capacidade de penetración, producindo imaxes de maior calidade anatómica, a costa dunha maior dose de radiación. Debido á súa alta enerxía é un tipo de radiación moi similar ós raios gamma, pero diferenciase destes pola súa orixe en fenómenos extranucleares, que como se referiu anteriormente teñen lugar a nivel da órbita electrónica coma resultado da colisión entre electróns, fundamentalmente mediante o proceso de desaceleración dos electróns libres (radiación de freado), mentres que no caso da radiación gamma a enerxía provén directamente do núcleo atómico, producíndose por exemplo nos procesos de desintegración de isótopos radiactivos. 68 2.2.2. Unidades xerais de medida en dosimetría. Existen varios conceptos no tocante á dose de radiación que pode recibir o corpo exposto a radiacións ionizantes, que se describen a continuación [33-34]: 2.2.2.1. Dose absorbida. Defínesese de forma xenérica como a enerxía absorbida por unidade de masa nun punto concreto da materia coa que interactúa a radiación. A súa unidade é o julio partido por quilogramo (J/kg), que tamén se coñece como Gray (Gy) no sistema internacional (SI). 2.2.2.2. Dose a un órgano. Trátase da magnitude relacionada coa probabilidade de provocar a aparición de efectos biolóxicos estocásticos sobre os tecidos expostos (en particular, a aparición de neoplasias), definíndose como o promedio de dose absorbida por un órgano, mediante o cociente que resulta de dividir a enerxía total irradiada sobre o órgano entre a masa total do mesmo, empregando a misma unidade que no caso da dose absorbida (é dicir, o gray - Gy-). 2.2.2.3. Dose equivalente. Fundaméntase na eficacia biolóxica relativa específica coa que conta o tipo de radiación empregado para a produción de efectos biolóxicos, sendo a unidade empregada para a súa medición o Sievert (Sv). Para o seu cálculo, multiplícase a dose absorbida por un factor de ponderación particular segundo o tipo de radiación ionizante do que se trate, cuxo valor é 1 no caso dos raios X (polo tanto, a súa cifra númerica coincide coa da dose absorbida). 69 2.2.2.4. Dose efectiva O seu obxectivo é indicar o efecto real que produciría a radiación ionizante sobre o conxunto do paciente, para o que se debe indicar a combinación das diferentes doses recibidas polos diferentes órganos e tecidos. Polo tanto, trátase da suma ponderada das doses equivalentes de tódolos tecidos e órganos pertinentes, e resulta, polo tanto, aplicable mesmo no caso de que a distribución da dose aborbida polo corpo humano non sexa homoxénea. A súa unidade coincide coa da dose equivalente: o Sievert (Sv). 2.2.3 Unidades específicas de dosimetría en TC No caso da TC hai que ter en consideración que, en cada corte axial, aínda que o feixe de raios X vai a incidir sobre unha sección moi fina do organismo, factores como a atenuación do tecido, a dispersión dos raios X e a diverxencia do feixe, provocarán que a distribución da dose sobre o eixo do paciente (coñecido coma eixe z) alcance sectores que se atopan alonxados da zona seleccionada. Amais, débese partir da base de que resulta imposible medir directamente a dose efectiva para un paciente en particular, xa que para iso sería necesaria a introdución de múltiples dosímetros no interior do corpo do paciente. Por iso, débese acudir a modelos indirectos, que a partires de medicións externas poden axudar á aproximación da dose real. Para a valoración da dose no caso da radioloxía simple, pódese empregar a dose de entrade en pel (entrance skin dose) coma indicador dosimétrico indirecto. Porén, no caso da TC este indicador non resulta práctico nin útil, polo que deben utilizarse outros parámetros específicos, que permitan comparar os resultados de radiación emitida por diferentes equipos de TC de forma estandarizada. 70 2.2.3.1. Índice xeral de dose en tomografía computarizada (CTDI) Debido a que os escáneres de TC típicamente realizan unha adquisición de múltiples cortes durante unha única rotación cun único disparo, o índice de dose específico (CTDI) calcúlase integrando o perfil de dose para unha única rotación axial e dividíndoa despois entre o ancho nominal do disparo. Trátase do indicador básico para a medición de radiación producida polo equipo de TC, e defínese como [35] (fig. 13): Onde n é o número de cortes adquiridos en cada rotación axial, T é o ancho de cada un dos cortes (e, polo tanto, nT é o ancho nominal do disparo), e D(z) é a dose de radiación medida nunha posición z ó longo do eixo principal do escáner (sendo Z1 e Z2 os límites da integración). Esta medida, de forma xeral, permítenos coñecer o total de dose emitida ao longo do eixo no que se sitúa o paciente, e exprésase, ó igual que as variantes da mesma que veremos a continuación, en mGray (mGy). Non obstante, non ten en consideracións as características moleculares específicas do paciente, nin factores como o pitch no caso da TC helicoidal, que afectarán á dose realmente recibida, polo que se desenvolveron outras definicións máis específicas para a avaliación dos valores dosimétricos dos equipos de TC [36-38]. 2.2.3.2. Segmentación do eixo: CTDI 100. Trátase dunha medida linear para o cálculo da distribución da dose de radiación no eixo z, para o que adoitan empregarse cámaras de dosificación con lápices cunha medida de 100 mm (representantivos dunha lonxitude de escaneo típica), unidas a un electrómetro, que se colocan paralelos ó paciente. 71 Figura 12: Fórmula de cálculo do CTDI Así, ponse de manifesto que, se ben a probabilidade de aparición de efectos crónicos que leva aparellado o emprego de radiación ionizante depende en grande medida da magnitude da dose total recibida, a severidade dos mesmos non depende unicamente dela, xa que existen outros factores implicados, de tipo ambiental ou xenético, pero tamén das características espefícicas dos tecidos obxecto da radiación. 2.3.3. Potencial carcinoxénico das radiacións ionizantes Como se ten mencionado previamente, os raios X contan con potencial carcinoxénico mediante a súa capacidade de provocar efectos determinísticos pero tamén estocásticos, e en calquera caso, sen necesidade de dose umbral; así, calquera exposición a unha radiación ionizante, por pequena que sexa, pode producir cancro. Se ben existen algúns estudos que suxiren que certas exploracións radiolóxicas de baixa dose non alcanzarían un nivel relevante para a activación de procesos de formación de tumores, ou que incluso poderían ter un efecto beneficioso mediante a activación da resposta inmune ou de mecanismos de reparación do ADN (teoría da hormese) [47], a maioría da comunidade científica refuta estas teorías, lembrando que xa se plantexaron posturas similares no pasado perante outros factores de risco coma o tabaco, completamente desacreditadas na actualidade [48,49]. Os procesos tumorais relacionados coa exposición ós raios X poderían aparecer mesmo décadas despois da exposición ós mesmos, polo que estudar o risco de cancro futuro que leva aparellado unha exploración radiolóxica concreta resulta moi complicado, debido ó compoñente probabilístico estocástico (é dicir, a probabilidade de que apareza aumenta coa dose, pero a súa gravidade non depende dela) dos efectos carcinoxénicos da radiación ionizante. No entón, debido á súa probada relación coa dose efectiva, téñense procurado estratexias para a súa estimación. 2.3.4. Relación entre dose de radiación e efectos biolóxicos Débese sinalar que no cálculo das doses efectivas sempre inflúen as características únicas de cada paciente (idade, peso, morfoloxía corporal), e as probabilidades de que a radiación recibida conduza á existencia de un proceso neoplásico dependen son tamén únicas para cada paciente. Así, por exemplo, como norma xeral os pacientes con maior volume precisarán do emprego de unha maior dose de radiación para a obtención de imaxes con suficiente 78 calidade diagnóstica, polo que a se o resto de factores se mantivesen constantes, o paciente de maior peso tería maior risco. Asimesmo, os pacientes de menor idade contarán en principio cunha maior esperanza de vida, durante a que deberán producirse moitos procesos fisiolóxicos de división celular, entre os cales podería chegar a producirse a aparición dun proceso tumoral secundario á radiación recibida previamente, polo que se o resto de factores se mantiveran constantes, o paciente de menor idade tería maior risco. Por outra banda, como a radiosensibilidad tamén varía de acordo ao tipo de tecido do que se trate, as doses efectivas sobre as gónadas serán diferentes das que recibirían por exemplo as glándulas salivares (50), polo que se o resto de factores se mantiveran constantes (é dicir, tratándose dun estudo no que se radiara por igual, cos mesmos parámetros técnicos de kV e mA todo o organismo, da cabeza ós pés), existiría un maior risco de aparición dun cancro nas gónadas. Por suposto, existen tamén diferentes factores técnicos que inflúen na dose de radiación asociada coa realización dos estudos de TC, como son a enerxía do feixe de raios X, a intensidade – en mA -, o voltaxe – en kV - , o tempo de exposición, o grosor de corte, e o pitch seleccionado. Ademais, existen estudos dinámicos nos que deben realizarse varias hélices sobre o mesmo órgano para avaliar a difusión de contraste [46] nos que a dose de radiación se multiplica (por exemplo, nos estudos de TC hepático multifásico para a detección de focos de hepatocarcinoma, ou nos casos de sospeita de disección aórtica, nos que se debe avaliar a presencia de hematomas intramurais ou calcificacións previamente á administración do contraste; ou na sospeita de litiases urinarias). 2.3.5. Estimación dos riscos biolóxicos das radiacións ionizantes Como se mencionou previamente, os valores de CTDI vol e de DLP veñen calculados de forma automática polo propio equipo de TC e repórtanse a canda as imaxes do estudo radiolóxico, servindo para determinar os efectos que poderían ter as modificacións nos diferentes parámetros do escaneado (como podería ser o pich ou a quilovoltaxe) sobre a dose de radiación á que quedou exposto o paciente. Neste sentido, téñense realizado estudos que tratan de establecer distintos niveis de risco entre as persoas expostas a radiacións ionizantes en función do volume de estudos ós que foron sometidos [32], que se enumeran a continuación. 79 1. Exposición acumulada superior a 100 mSv (equivalente a aprox. 10 TC de abdome): estes pacientes teñen un risco claramente superior de desenvolver un proceso tumoral inducido pola radiación que a poboación xeral. 2. Exposición acumulada inferior a 10 mSv (inferior a 9 radiografías de abdome, ou 1 TC abdominal): non se demostrou a existencia de datos epidemiolóxicos que indiquen un maior risco carcinoxénico que o da poboación xeral. 3. Exposición acumulada total no rango de 10 a 100 mSv: é o rango de dose máis relevante, xa que no noso medio a maior parte dos pacientes alcanzan estas doses nalgún momento das súas vidas. As últimas evidencias sinalan que as exposicións localizadas neste rango tamén revisten un risco notable, existindo un estudo do National Research Council de 2006 no que se manifesta que 1 de cada 1000 persoas expostas a unha exposición de 10 mSv desenvolvería un proceso tumoral radioinducido. Asimesmo, unha análise posterior que combinou unha serie de variables como a idade é o xénero, suxeriu que as exploracións de TC abdomino-pélvico serían responsables da aparición de >14000 tumores radioinducidos, só nos EEUU [51] En consecuencia, téñense proposto estratexias como o uso de barreiras antiradiación de bismuto para zonas de especial radiosensibilidade, como son as mamas, as gónadas, ou o tiroides [52], considerando os posibles beneficios que poderían ter á hora de reducir o risco, especialmente no caso de persoas nas tres primeiras décadas da vida. Porén, a aparición de artefactos por endurecemento do feixe de raios X, e o empeoramento que supoñen na calidade diagnóstica das imaxes radiolóxicas obtidas, teñen limitado a súa utilización de forma notable. 80 2.4. Cancro de Pulmón. 2.4.1. Introdución á patoloxía tumoral. As enfermidades cancerosas son un grupo heteroxéneo de patoloxías que se orixinan a consecuencia da perda de mecanismos de regulación fisiolóxica dun grupo de células, feito que ten como consecuencia a perda de control sobre a súa replicación e diferenciación, adquirindo a capacidade de dividirse de forma ilimitada, extendéndose ao resto de tecidos do organismo [53]. As células poden sufrir mutacións no seu ADN a causa de distintos factores, incluíndo axentes infecciosos, hábitos tóxicos, ou factores físicos e químicos, que mediante a afectación de elementos clave do xenoma poden provocar a aparición das células tumorais. Debido á esta capacidade de dividirse continuamente e a perpetuidade, poden provocar efectos deletéreos sobre o organismo no que asentan. Dita transformación depende da alteración do material xenético basal da célula a través de mutacións en localizacións concretas (xenes) do ADN, que se coñecen coma oncoxenes, e que son os encargados de codificar proteínas clave no proceso de transformación maligna das células portadoras dos mesmos, que vai a ser o resultado da modificación dos xenes de control do ciclo celular normal. En base aos distintos mecanismos de actuación das proteínas codificadas, pódense distinguir varios tipos de oncoxenes. Por exemplo, poden inducir a entrada no ciclo celular, provocando que comece un proceso de división, mesmo sen ter recibido o sinal indicado previamente. Por outra banda, poderían eludir o control sobre a saida do mesmo que exercen de forma fisiolóxica as proteínas sintetizadas polos "xenes supresores de tumores" (p53, pRB). Ditos xenes, cando non existen mutacións, no caso de detectar erros na secuencia de ADN, impiden a continuación do ciclo. As mutacións que afectan ao sistema de reparación de lesións do ADN, así como as que permiten o escape do proceso de apoptose, son outras categorías de procesos nas que os oncoxenes poderían xogar un rol. Débese ter en conta que, dado que as células do organismo se especializan en diferentes funcións en base aos tecidos dos que forman parte, e que as células tumorais son diferentes das fisiolóxicas, canto menor sexa o seu grado de diferenciación, tanto menor será a súa capacidade de realizar a función orixinal. Polo tanto, a perda de diferenciación está asociada á malignidade da lesión tumoral e á súa capacidade de provocar danos no organismo. 81 2.4.2. Tipos de cancro pulmonar O tecido pulmonar é unha das ubicacións máis habituais nas que poden asentar as lesións tumorais, que se clasifican en diferentes tipos. En xeral, as tumoracións pulmonares adoitan ser moi agresivas, e poden ser silentes durante moito tempo, provocando manifestacións clínicas de forma tardía, en momentos nos que a enfermidade xa alcanzou a condición de irresecable. Como consecuencia, o cancro de pulmón mantense coma unha das principais causas de morte, sendo a primeira causa de morte por enfermidade oncolóxica en España na actualidade [54] [55] (fig.21). 82 Figura 20: Estudo de estadificación dunha masa pulmonar tumoral no LII, que se acompaña de derrame pleural no momento do diagnóstico. Trátase dun grupo de enfermidades con múltiples variantes histolóxicas que contan con diferentes factores de risco, cifras de incidencia, comportamento clínico e grao de resposta aos tratamentos médicos. Para a súa categorización, neste estudio emprégase a nomenclatura recomendada pola OMS (clasificación de 2015). De tódolos xeitos, é necesario recordar que o principal factor de risco de cancro de pulmón, de forma xeral, é o consumo de tabaco, estimándose que provoca arredor dun 85-90% de tódolos casos, risco existente tamén para os fumadores pasivos. Este elevado risco débese ao feito de que o tabaco contén, ademais da nicotina, múltiples sustancias carcinoxénicas, incluíndo benzopireno e nitrosaminas, que poden condicionar alteracións na molécula de ADN, provocando a malignización das células pulmonares. De forma xeral, as tumoracións pulmonares clasifícanse en dúas categorías: carcinomas pulmonares microcíticos e non microcíticos, incluíndose nesta segunda categoría as variantes máis frecuentes, entre as que se atopan o adenocarcinoma, o carcinoma epidermoide (tamen chamado de células escamosas), e o carcinoma de células grandes [56] [57]. A devandita clasificación xustifícase debido ás implicacións pronósticas que mostra o carcinoma microcítico, que representa un dos tipos de maior agresividade. 2.4.2.1 Carcinoma epidermoide O carcinoma epidermoide representou o subtipo máis habitual de cancro pulmonar no noso medio ata datas recentes, e supón actualmente unha cifra aproximada do 20% de incidencia de tódolos tumores pulmonares nos Estados Unidos [54]. Presenta unha forte asociación co hábito tabáquico, e se ben o seu crecemento local adoita ser rápido e mostra unha gran capacidade para a invasión dos tecidos de vecindade, a enfermidade metastásica aparece xeralmente de forma tardía. Estos tumores adoitan mostrar un tamaño de entre 3 e 5 cm no momento do diagnóstico, e presentan habitualmente unha localización central, xa sexa en bronquios lobares ou segmentarios, se ben existen estudos recentes que reportan un incremento no número de carcinomas epidermoides de localización periférica [29]. Dita centralidade condiciona que estas lesións produzan habitualmente atelectasias obstrutivas ou focos de neumonitis, sendo asimesmo causa frecuente de hemoptise. Tamén é frecuente que aparezan síntomas relacionados coa invasión de estruturas próximas coma o nervio larínxeo recurrente, cuxa afectación pode manifestarse provocando cadros de disfonía (fig.22). 83 Porén, nos casos de presentación periférica pode existir un gran crecemento local previo ás manifestacións clínicas ou radiolóxicas, existindo a posibilidade de invasión da parede torácica, que pode provocar un síndrome de Pancoast. Dito fenómeno, se ben pode aparecer en outros tipos de cancro de pulmón, é característico do carcinoma epidermoide, e ocurre a consecuencia da afectación do plexo braquial e do sistema simpático cervical por lesións tumorais que asentan nos vértices pulmonares, provocando cadros de dor severa na rexión da cintura escapular, atrofia de membro superior, e síndrome de Horner (tríada clásica). No estudo anatomopatolóxico, empregando o microscopio óptico en cortes tisulares con tinción de hematoxilina-eosina pódense evidenciar como características morfolóxicas que suxiren carcinoma epidermoide a existencia de queratinización, a presenza de pontes intercelulares e a formación de perlas escamosas, sendo o recoñecemento de ditos elementos máis evidente no caso das lesións que manteñen unha mellor diferenciación celular. 84 Figura 21: Exemplo de tumor epidermoide que debuta con parálise de cordas vocais. Masa central con múltiples adenopatías mediastínicas. Tamén pode resultar útil a realización de tinción para citoqueratinas, así coma tamén o emprego de técnicas de inmunohistoquímica, xa que o marcador p40 presenta unha especificidade e sensibilidade próximas ao 100% para este subtipo de cancro pulmonar [58]. Á súa vez, os carcinomas epidermoides pódense clasificar segundo a OMS en 3 subtipos en función das súas características histolóxicas, que son: - Carcinomas epidermoides queratinizados (nos que se pode demostrar a presenza de queratina no material biopsiado). - Carcinomas epidermoides non queratinizados (nos que a queratina está ausente) - Carcinomas basaloides (presentan máis de un 50% de células tumorais con características similares ás das células epidérmicas basais). Se bien polo momento dita clasificación non ten demostrado interese pronóstico, existen algúns estudos que suxiren que os subtipos con diferenciación basaloide teñen risco de mostrar unha evolución significativamente peor. 2.4.2.2. Adenocarcinoma pulmonar O adenocarcinoma, que históricamente viña representando o segundo tipo de cancro pulmonar máis frecuente en España, converteuse actualmente no de maior incidencia [55]. Trátase asimesmo do subtipo máis frecuente en pacientes non fumadores e en pacientes de sexo feminino. A súa presentación no estudo de TC adoita ter lugar na forma dun nódulo pulmonar solitario periférico, habitualmente subpleural, de morfoloxía espiculada ou lobulada, e clínicamente asintomático debido á súa localización [29]. A devandita ubicación, asociada á falta de relación coas vías respiratorias e ás características histolóxicas e inmunohistoquímicas que presentan, como é o feito de secretaren mucina, suxiren con alta probabilidade que estes tumores teñan a súa orixe no epitelio bronquioloalveolar [57]. Por outra banda, a alta prevalencia da tuberculose en Galicia no pasado provocou que no noso medio o adenocarcinoma pulmonar teña aparecido frecuentemente asociado a zonas cicatriciais secundarias a dita patoloxía. Porén, non quedou clarificado se estas lesións cicatriciais son realmente preexistentes ou, polo contrario, son secundarias ós factores inflamatorios producidos polo tumor e á resposta inmunitaria xerada polo paciente [58]. 85 Tamén foi descrita unha asociación coas enfermidades pulmonares intersticiais, como a fibrose pulmonar idiopática. Nestas enfermidades poden aparecer áreas de proliferación atípica que poseen neumocitos tipo II (que se extenden fisiolóxicamente pola parede dos septos alveolares), ou ben capas de células tipo Clara. Esta forma de crecemento coñécese como hiperplasia adenomatosa atípica, e posúe a consideración de precursor neoplásico [57]. Ó igual que no caso do carcinoma epidermoide, os marcadores inmunohistoquímicos son tamén de grande utilidade, xa que o diagnóstico únicamente histolóxico dos tumores tipo adenocarcinoma con menor grado de diferenciación é moi complicado. Neste caso, os marcadores máis relevantes son o TTF-1 (factor de 86 Figura 22: Paciente portador de nódulo supleural en LID, con diagnóstico posterior de adenocarcinoma. transcripción tiroideo tipo 1) e a Napsina-A, que posúen en ambos casos altos valores de sensibilidade e especificidade. No tocante á forma de extensión da enfermidade, o adenocarcinoma é un tumor de crecemiento máis lento que o tumor epidermoide, porén, pode producir metástases de forma precoz, sendo as ubicacións típicas o sistema nervioso central (condicionando manifestacións clínicas que varían en función da ubicación concreta da lesión metastásica), e tamén as glándulas adrenais. A clasificación dos adenocarcinomas pulmonares ven de sufrir cambios importantes na última revisión, que busca mellorar a relevancia pronóstica dos subtipos. Deste xeito, diferéncianse as lesións preinvasivas das mínimamente invasivas e das diferentes formas de adenocarcinomas invasivos, que inclúen, segudo a súa histoloxía e ordenándoos de menor a maior grado de agresividade, os tipos lepídico (anteriormente coñecido coma carcinoma bronquioloalveolar), acinar, papilar, micropapilar e sólido. Entre as lesións preinvasivas atópanse a hiperplasia adenomatosa atípica (mencionada previamente) e o adenocarcinoma in situ, que corresponde con tumores solitarios de menos de 30 mm que mostran unicamente compoñente lepídico (non mucinoso), composto por células de Clara e neumocitos de tipo II, así como ausencia de atipia, e inexistencia de invasión de calquera tipo. A continuación, atópanse os adenocarcinomas mínimamente invasivos, que poden sumar ao anteriormente mencionado a existencia de zonas de subtipo diferente ao lepídico, se bien únicamente cunha extensión inferior a 5 mm. Tanto as lesións pre-invasivas coma os adenocarcinomas mínimamente invasivos son candidatos a ciruxía con resección limitada, contando cun excelente pronóstico e mínima posibilidade de recidiva. Por desgracia, representan únicamente un 3.5% do total de lesións diagnosticadas, probablemente debido á ausencia de manifestacións clínicas , polo que habitualmente adoitan constituir achados incidentais na práctica clínica habitual. Neste senso, hai que mencionar que o compoñente lepídico destas lesións mostra frecuentemente unha imaxe con densidade en vidro esmerilado nos estudos de TC debido a que a súa extensión limítase unicamente ás paredes alveolares, a diferencia do resto de subtipos, que habitualmente se perciben coma compoñentes homoxéneos de aspecto sólido. Dito comportamento pode ayudar ao diagnóstico, pero en calquera caso sigue sendo precisa a realización de biopsia para a determinación das súas características histolóxicas [29]. Asimesmo, é frecuente que se presenten na forma de consolidacións con broncograma aéreo, de forma similar aos infiltrados neumónicos, debido a que mostran un crecemento característico a través da árbore bronquial sen extenderse ós tecidos de vecindade, o que permite percibir as estruturas conservadas que se atopan nos arredores da lesión tumoral. 87 Asimesmo, no caso destes tumores non é infrecuente a aparición de lesións metastásticas asociadas, ao igual que noutros tipos de tumores pulmonares agresivos (fig.25). Ambos tipos de tumores carcinoides poden provocar síntomas na forma de síndromes paraneoplásicos, ao igual que o resto de tipos de tumores neuroendocrinos, sendo máis característico deles a aparición do síndrome carcinoide, desencadenado pola produción e liberación sistémica de substancias vasoactivas como a serotonina. Clínicamente maniféstase en forma de alteracións vasculares como sofocos ou hipertensión, pero tambén poden ocorrer casos de broncoespasmo e cadros de diarrea, podendo chegar a provocar casos de fibrose retroperitoneal ou enfermidades valvulares cardíacas co curso crónico da enfermidade. Polo que respecta aos tumores neuroendocrinos de células grandes, é característica a súa presentación na zona periférica dos campos pulmonares, e 94 Figura 24: Paciente con tumor carcinoide pulmonar atípico e metástase hepática. previamente clasificábanse como unha variante específica dos carcinomas de células grandes, téndose reubicado dentro dos carcinomas neuroendocrinos na clasificación da OMS de 2015 en base ao tipo celular do que proveñen. No tocante ás súas características histolóxicas, presentan unha arquitectura típica consistente en grupos celulares organizados en patróns trabeculares ou en empalizada, sendo habitual a presenza de áreas de necrose franca, que poden ser extensas e similares ás existentes nos casos de zonas de infarto pulmonar. As técnicas de inmunohistoquímica xogan de novo un papel importante, xa que estes tumores mostran positividade evidente para cromogranina e sinaptofisina. Estas lesións adoitan presentar tamén un alto grao de proliferación (cunha índice mitótica – Ki-67 – moi elevada), e en consecuencia presentan xeralmente un comportamento clínico moi agresivo, cun pronóstico desfavorable. 2.4.3. Manifestacións radiolóxicas do cancro de pulmón As presentacións do cancro de pulmón na imaxe radiolóxica poden ser múltiples, e débese ter en conta que o coñecemento das diferentes formas de manifestarse, e en particular a súa localización, son datos que nos transmiten información tanto sobre tipo de cancro como sobre as estruturas que poderían verse afectadas durante a progresión da enfermidade. Acostúmase a falar de tumores de localización preferentemente central ou periférica. No caso dos tumores de localización central, adoitan implicar afectación dos bronquios principais, lobares ou segmentarios, mentres que os tumores de localización periférica normalmente que afectan ás vías aéreas máis distais [29]. Chegados a este punto hai que lembrar que tanto os carcinomas microcíticos coma os carcinomas epidermoides tenden a ocupar localizacións máis centrais, provocando síntomas obstrutivos, e sendo tamén máis habitual a aparición de cadros de hemoptise, mentres que os carcinomas de células grandes e os adenocarcinomas mostran predilección polas localizacións periféricas, podendo presentarse coma nódulos pulmonares solitarios asintomáticos pero podendo asociar tamén derrame pleural, ou signos de invasión das estruturas da parede torácica. En calqueira caso, aínda que a localización permita establecer un certo grado de sospeita sobre o tipo de tumor, o diagnóstico definitivo virá sempre da man do estudo anatomo-patolóxico, isto é, da histoloxía. 95 2.4.3.1. Nódulo pulmonar solitario Unha das formas de manifestación das lesións tumorais, e que constitúe un dos achados incidentais que se poden atopar frecuentemente en estudos de radiografía de tórax de pacientes mesmo asintomáticos, é o nódulo pulmonar solitario (NPS), que se define coma unha lesión radiolóxica única e de pequeño tamaño (menos de 30 mm), xeralmente con límites ben definidos, e que se atopa rodeada completamente de parénquima pulmonar san. Asimesmo, polo común, non se visualizan outro tipo de anomalías radiolóxicas asociadas a estas lesións (como podería ser a presenza de derrame pleural, adenopatías hiliares ou áreas de perda de volume) [61]. Para a avaliación dos NPS vai ser precisa a realización dun estudio de TC, no que se pode obter unha mellor definición da súa imaxe radiolóxica, permitindo avalialo e categorizalo como máis ou menos sospeitoso de malignidade. Débese ter en conta que a gran maioría dos NPS non representan tumoracións agresivas, representando habitualmente lesións residuais producidas por procesos infecciosos crónicos (como granulomas secundarios á tuberculose ou á asperxilose), ou ben tumores benignos, como o hamartoma (que pode presentar de forma característica calcificacións toscas tipo “pomba de millo”). 96 Figura 25: Nódulo pulmonar solitario en LSI, estable en sucesivos controis. Neste senso, cómpre mencionar un estudo realizado no ano 2013, no que se analizaron retrospectivamente 12.000 nódulos pulmonares que se atoparan de forma casual, revelando que unicamente o 1% deles eran malignos [62]. De tódolos xeitos, existen unha serie de características que están asociadas coa malignidade cando se fala de NPS, tendo unha importancia crucial o contexto clínico do paciente, sendo os factores de risco e a idade os aspectos de maior importancia. Así, outro estudo estratificou a porcentaxe de nódulos invasivos atopados, e a probabilidade de atopalos en función da idade, que oscilou entre un 3% no caso dos pacientes no grupo de 35 a 39 anos a máis do 50% para os maiores de 60 anos. [63] Por outra banda, factores de risco como son os antecedentes oncolóxicos familiares, a exposición profesional ao amianto e tamén os antecedentes de neoplasias previas no paciente tamén deben ser avaliadas. Así mesmo, a coñecida asociación entre tabaco e cancro de pulmón fai que o estado de fumador ou exfumador sexa un dos factores principais que aumentan o risco de que un NPS sexa maligno [64]. O tamaño é outro dos aspectos más importantes a ter en conta. Observouse que o diámetro maior dos NPS é un indicador independente de malignidade, definindo o límite de 20 mm como limiar de gran importancia, xa que os nódulos de maior diámetro teñen máis do 50% de posibilidades de representar tumores invasivos. Para a avaliación do tamaño dos NPS contamos coas guías Fleischner de 2017, as máis recentes e de referencia no nosos campo, nas que se recomenda a realización dun estreito control mediante TC (cada 3 meses), ou ben mediante PET-TC / biopsia no caso de pacientes portadores de NPS cun tamaño superior a 8 mm, tanto en pacientes de alto coma de baixo risco [65], para avaliar cambios no tamaño destas lesións. Por outra banda, os valores de atenuación que presentan os NPS tamén poden axudar a caracterizalos, clasificándoos como sólido (é dicir, cun elevado valor de atenuación), ou subsólido, que se visualizan coma opacidades con densidade en vidro esmerilado, e que poden ser subsólidos puros ou parcialmente sólidos. Se ben as lesións sólidas son as máis comúns, as lesións parcialmente sólidas son as que contan cunha maior probabilidade de ser malignas. As lesións sólidas menores de 8 mm son moi probablemente benignas, e debido ao seu reducido tamaño, resultan complicadas tanto de biopsiar coma de caracterizar mediante técnicas de imaxe funcional, polo que se recomenda o seu seguimento rutinario mediante TC no caso de pacientes con factores de risco. En cambio, as lesións de maior tamaño poderían ser subsidiarias das técnicas mencionadas anteriormente para identificalas, en función do grao de sospeita. As lesións subsólidas mostran unha incidencia que vai en aumento, moi probablemente en relación co aumento da incidencia de adenocarcinoma pulmonar que se ven evidenciando a nivel mundial. Caracterízanse polo feito de que permiten percibir estruturas parenquimatosas anatómicas (coma vasos e bronquiolos) na zona que ocupan, 97 debido ao seu baixo nivel de atenuación. Neste caso, é moi importante determinar claramente a ausencia de zonas sólidas, xa que a súa presenza en combinación con áreas subsólidas fai que sexan máis propensos a ser malignos [62]. Como se mencionou previamente no apartado de “tipos de cancro de pulmón”, o patrón de atenuación con densidade en vidro esmerilado aparece frecuentemente no caso de lesións pre-invasivas como son a hiperplasia adenomatosa atípica, adenocarcinoma in situ ou adenocarcinoma minimamente invasivo. Aparte do tamaño e aspecto radiolóxico dos NPS, é tamén moi importante a avaliación do seu crecemento en controis sucesivos, sendo moi importante establecer o tempo (contabilizado en días) que tarda o nódulo en duplicar o seu volume. Así, a meirande parte dos NPS malignos mostran un tempo de duplicación de entre 20 e 400 días, mentras que un crecemento máis lento pódese atopar con maior frecuencia no caso de neoplasias menos agresivas como os carcinoides típicos e o adenocarcinoma minimamente invasivo ou o carcinoma in situ. Deste xeito, un nódulo que aumentou de tamaño nun curto período de tempo (menos de 20 días) ou que estivo estable durante moito tempo (máis de 2 anos) é, con gran probabilidade, benigno [66]. É importante mencionar que estes datos só se poden aplicar no caso de lesións sólidas, xa que os NPS con densidade en vidro esmerilado, que entre outras posibilidades poderían representar tamén casos de adenocarcinomas lepídicos en estadios iniciais, teñen un crecemento lento [67]. Hai que ter en conta tamén os contornos da lesión, xa que os SPN con bordes lisos teñen un risco moito menor de ser malignos que os de límites irregulares, observándose entre estos últimos un grao de probabilidade de malignidade especialmente elevado (superior ao 90%) no caso dos que presentan bordes espiculados ou que mostran un morfoloxía de “corona radiata” [68]. A presenza de calcificacións asimétricas ou excéntricas é outro dos achados que deberían facer sospeitar da posible malignidade dun nódulo, sobre todo aquelas que aparecen en lesións granulomatosas antigas, e que nos deberían facer pensar nun posible caso de carcinoma da cicatriz. Porén, aínda que ningún patrón de calcificación é diagnóstico por si só, é característico que no caso de patoloxías benignas adoitan aparecer calcificacións con morfoloxía en “pomba de millo”, e tamén calcificacións de disposición concéntrica, central ou con distribución homoxénea. A localización dos NPS tamén é importante, xa que se ten comprobado que os nódulos que se atopan nos lóbulos superiores dos pulmóns teñen unha maior probabilidade de ser malignos, mentres que os que se atopan adxacentes ás fisuras tenden a caracterizarse como benignos [62]. 98 Por último, e de forma xeral, cómpre referir que a utilización de ténicas como a PET-TC pode ser moi útil no caso de nódulos cunha probabilidade baixa ou intermedia de ser malignos, mentres que os nódulos con características de alto risco deberían ser caracterizados preferentemente de forma histolóxica mediante a realización de biopsia. 2.4.3.2 Consolidación / atelectasia Un dos signos máis importantes que poden aparecer asociados aos tumores de localización central é a presenza de pérdida de volume (atelectasia) dos segmentos pulmonares distais á lesión tumoral, secundaria á imposibilidade para a ventilación dos sacos alveolares provocada pola obstrución bronquial (fig.27). 99 Figura 26: Masa tumoral no bronquio principal dereito que condiciona atelectasia completa do LID. Porén, a enfermidade oncolóxica pode manifestarse no estudio de radiografía simple tamén coma unha opacidade de tipo consolidativo, xa que a estenose bronquial pode conducir á retención de secrecións pulmonares que se poden acumular nos segmentos de vía aérea distais á tumoración [29]. Asimesmo, a presenza da lesión tumoral pode provocar a aparición de infiltración linfocitaria intersticial e a formación de depósitos de coláxeno que se manifesten na radiografía con signos típicos de enfermidade intersticial. Non é infrecuente que aparezan signos combinados (patróns intersticiais, consolidacións, atelectasias subsegmentarias), polo que a diferenciación entre imaxes de procesos infecciosos e tumorais pode chegar a ser moi complexa. A continuación, citaremos unha serie de características que nos poden axudar a sospeitar se as alteracións de tipo consolidación – atelectasia na radiografía torácica poderían están relacionadas cunha neoplasia obstrutiva. Por exemplo, o feito de que a morfoloxía do lóbulo colapsado se vexa alterada pola masa tumoral, o que se coñece coma "signo da S de Golden", é un dos máis característicos, e índicanos que probablemente a obtención de mostras mediante broncoscopia terá un bo rendemento. Outros signos de probabilidade de existencia de enfermidade tumoral sería a presenza, en pacientes con idade superior ós 45 anos, de pneumonía confinada a un único lóbulo, particularmente no caso de carecer de broncograma aéreo e aparecer si asociada a pérdida de volume. Sería tamén sospeitosa a existencia dunha pneumonía localizada que non responde ao tratamento durante máis de dúas semanas ou que reaparece nun mesmo lóbulo, xa que as infeccións pulmonares adoitan ou ben desaparecer ou ben estenderse a outros segmentos durante este intervalo de tempo. Asimesmo, a aparición dunha masa visible ou dunha estenose irregular nunha vía aérea principal ou nun bronquio é un dos achados máis suxestivos da presenza de lesión tumoral. Neste senso, realizouse un estudo no que a realización de análise por TC detallada demostrou a presenza de tumores como etioloxía de practicamente todos os casos de atelectasia postobstrutiva [69]. 100 2.4.3.3 Masa mediastínica / hiliar Por outra banda, o achado radiolóxico de agrandamentos hiliares (en especial se presentan morfoloxía lobular) ou de masas mediastínicas asociadas a opacidades nos campos pulmonares debería tamén conducir á sospeita de patoloxía tumoral, xa que os procesos pneumónicos raramente producen adenopatías que cheguen a ser visibles na radiografía de tórax. A presentación característica dos linfomas malignos nas radiografías de tórax ou nos estudos de TC é mediante a aparición de ensanchamentos mediastínicos ou hiliares, que pode vir acompañado de manifestacións pulmonares, pleurales ou de signos de invasión da parede torácica. En todo caso, a apariencia das adenopatías adoita ser similar en tódolos tipos de linfoma, xa sexan de tipo Hodgkin ou non-Hodgkin, se ben a distribución das mesmas varía, sendo máis habitual a aparición de adenopatías hilio-mediastínicas no caso do linfoma de Hodgkin [29]. 101 Figura 27: Prominencia hiliar dereita que posteriormente correspondeu con conglomerado adenopático por linfoma. 2.4.4. Diagnóstico do cancro de pulmón. Todo paciente con sospeita de cancro de pulmón debe ser historiado e sometido a unha exploración física rigurosa, xa que a presenza de signos ou síntomas típicamente vai a representar unha alta probabilidade de enfermidade avanzada e sinala un prognóstico desfavorable. A exploración física debe prestar especial atención a síntomas extrapulmonares que poidan indicar enfermidade metastásica [29]. Exemplos de esta situación serían o síndrome de Horner por un tumor de Pancoast, ou a existencia de hipotensión con taquicardia sinusal, que podería estar en relación cun caso de pericardite maligna; ambas situacións requerirían a realización de probas de imaxe complementarias. O estadiaxe clínico de pacientes con sospeita de cancro de pulmón comeza coa realización dunha radiografía de tórax [64], xa que determinar a localización do tumor mediante técnicas de imaxe antes da biopsia vai a facilitar a elección da mellor técnica dispoñible para a obtención de tecido segundo a localización da lesión tumoral. Para unha mellor caracterización da mesma, débese realizar un estudio de TC tóraco-abdominal, empregando contraste iodado intravenoso. Deste xeito poderase estudar con maior precisión a enfermidade presente no tórax, así como detectar adenopatías sospeitosas de afectación tumoral, así como lesións metastásicas en órganos coma o fígado ou as glándulas suprarrenales (sendo esta última localización frecuentemente asintomática). Tamén se poderán realizar estudos dirixidos a lesións noutras partes do organismo cando se atopen síntomas ou achados focais, ou no caso de que na TC tóraco-abdominal apareza evidencia de enfermidade avanzada. O emprego de contraste intravenoso é preferible á realización de estudos de TC sen contraste nos casos nos que sexa posible, xa que permite unha mellor delimitación das tumoracións así coma un estudo preciso da súa densidade e patrón de captación vascular, ó tempo que axuda a distinguir a invasión mediastínica do tumor primario, así como diferenciar claramente as adenopatías das estruturas vasculares. 2.4.4.1. Estadificación mediante o sistema TNM. O sistema de estadificación TNM (no que as siglas representan T: Tumor N: Nodes (adenopatías) M: Metástases) emprégase de forma xeral para a categorización de patoloxía neoplásica, e no caso das neoplasias pulmonares non microcíticas é un sistema aceptado internacionalmente que se emprega nos ámbitos clínico, radiolóxico e anatomo-patolóxico para caracterizar a extensión da enfermidade. 102 A clasificación de lesións tumorais mediante estes aspectos empregando o sistema TNM permite incluir casos concretos en grupos determinados, con implicacións pronósticas que terán correlación coa supervivencia do paciente, e que estará asociado a unhas opcións de tratamento específicas. O obxectivo principal de esta clasificación é proporcionar unha descripción da extensión anatómica da lesión tumoral que poida ser fácilmente comunicada mediante unha linguaxe específica, que permita axudar na toma de decisións terapéuticas e que sirva coma un indicador pronóstico. Deste xeito, permite comparar casos de forma sinxela, particularmente no tocante ós resultados que se obterían con diferentes esquemas de tratamentos no caso específico de tumor a estudo. De tódolos xeitos, é preciso combinar o estadiaxe TNM da lesión tumoral obtido coas características clínicas do paciente, e mesmo nalgúns casos, coas particularidades moleculares do tumor, para que o facultativo clínico poida marcar unha liña de tratamento óptima en base a estos factores. A pesar das múltiples revisións que modifican periódicamente este sistema de clasificación, hai que mencionar que a relación entre os estadios tumorais e as opcións de tratamento estase volvendo máis laxa cada vez, xa que o estadiaxe foi deseñado inicialmente para un arseñal terapéutico coas limitacións propias da época, no que se carecía das técnicas de estadificación e dos tratamentos dispoñibles na práctica clínica moderna, e que básicamente propondrán unha combinación de abordaxe cirúrxica, mediante técnicas radioterápicas e / ou esquemas de quimioterapia. Actualmente, utilízase a 8º edición da TNM, que no mes de xaneiro de 2017, e a proposición da UICC (Unión Internacional para o Control do Cancro), substituíu á 7ª, presentando unha serie de pequenos cambios respecto á súa predecesora [70]. 2.4.4.2. Emprego da TC na estadiaxe do cancro de pulmón Na maior parte dos pacientes, a TC é a técnica de imaxe principal, que permitirá avaliar con precisión os compoñentes T e N, así como a presenza, de ser o caso, de invasión metastásica (M) da pleura, o pericardio, o fígado e as glándulas adrenais [71]. Coa hipotética excepción dos tumores mediastínicos voluminosos (masas tipo bulky), o resto de pacientes con enfermidade adenopática mediastínica demostrada en TC vai precisar a realización dunha biopsia mediastínica para a súa confirmación. A maior vantaxe da TC é que define de maneira precisa as características da anatomía intratorácica das lesións tumorais. Frecuentemente permite a identificación de lesións T3 ou T4 (tumores grandes que invaden as estruturas mediastínicas ou óseas de 103 teñen un baixo custo para o sistema sanitario, así como baixa probabilidade de existencia de efectos secundarios para os pacientes. Emporiso, tense demostrado mediante a realización de estudos de cohortes que incluso a combinación de ambas probas de cribado non reduce a mortalidade do cancro de pulmón [72]. Probablemente, polo menos parte do fracaso desta estratexia débese ás limitacións das radiografías torácicas para a diferenciación entre estruturas superpostas, podendo producirse tanto falsos negativos (por defecto de visualización de lesións, habitualmente dificultada pola superposición de estruturas óseas na periferia, ou vasculares en zonas centrais) como falsos positivos (xa que existen estruturas de morfoloxía nodular que poderían simular tumores malignos, como granulomas, elementos cutáneos ou mesmo ramas vasculares que seguen unha disposición perpendicular ao feixe de raios X, e se proxectan como micronódulos). Por outra banda, a modernización dos equipos de TC multidetector, que permiten xerar imaxes de alta calidade utilizando unhas doses de radiación significativamente inferiores ás empregadas polos primeiros equipos de TC, combinada cunha maior capacidade para a diferenciación entre estruturas veciñas (logrando a detección de nódulos de 4 mm e incluso de tamaños inferiores), plantexou novamente a posibilidade da súa utilización coma ferramenta radiolóxica de cribado. Neste sentido, hai que reseñar que no ano 2011 publicouse un estudo no que se afirmou unha redución da mortalidade do 20% en comparación co cribado con RX simple [80] e, en consecuencia, as guías da National Comprehensive Cancer Network (NCCN) recomendaron a súa aplicación para a poboación de alto risco (fumadores ou ex fumadores de 30 paquetes/ano de entre 54 e 74 anos). Ante a evidencia científica dispoñible, a posibilidade de introdución de programas de cribado a grande escala no noso medio convirte en esencial a búsqueda de estratexias para reducir as doses de radiación recibidas polos pacientes, realizando estudos como o que sirve de base para a confección desta tese de doutoramento. Porén, a persistencia dun elevado número de falsos positivos que conducen á realización de probas adicionais e estudos de control posteriores, así como a menor representatividade entre a poboación de maior idade, eo elevado custo da realización destas probas, seguen limitando a súa implantación práctica. 110 3. OBXECTIVOS 111 112 3. OBXECTIVOS 3.1. Xustificación da tese de doutoramento. A principal motivación do presente traballo de investigación baséase no desexo de tratar de coñecer mellor e optimizar a nosa práctica clínica diaria, acadando un nivel de excelencia, en particular, no referido á protección radiolóxica dos pacientes. Isto fundaméntase no feito de que o tema dos riscos biolóxicos das radiacións ionizantes constitúe un tema de crecente preocupación tanto no ámbito sanitario como entre a poboación xeral debido á crecente evidencia científica que relaciona a súa utilización no ámbito clínico coa aparición de efectos secundarios na saúde dos pacientes, preocupación que se dirixe, en particular, sobre a posibilidade de xeración de lesións tumorais radioinducidas nos pacientes. Actualmente, existe unha abondosa bibliografía ó respecto do control da dose de radiación en imaxe médica, que inclúe dende artigos de investigación cientícifica, ata guías de referencia emitidas por organismos internacionais [44-47]. O aumento de supervivencia dos pacientes con cancro de pulmón, e o emprego crecente dos estudos de TCMD tanto no diagnóstico coma na estadiaxe dos procesos neoplásicos, e nos controis para a avaliación de resposta ó tratamento e detección de recidivas, ten xerado un importante incremento no número de estudos realizados, que aparellou asimesmo un aumento en carga de traballo para o persoal involucrado, que ten asimesmo que afrontar a presenza de riscos laborais asociados a uns niveis de radiación máis elevados. Por iso, tratamos de avaliar as doses de radiación recibidas polos pacientes sometidos a estudos de TCMD de tórax no servizo de Radiodiagnóstico do Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela, para comprobar se as doses de radiación que se empregan de forma rutinaria na práctica clínica diaria se adecúan coas recomendadas nas guías de referencia empregadas no noso ámbito (tratándose fundamentalmente das recoñecidas no seo da Unión Europea), e que é un dos principais criterios de calidade nun servizo de Radioloxía. Por outra banda, considerando que, segundo os principios ALARA (as low as reasonably achievable), en realidade non existe ningunha dose de radiación que esté totalmente exenta de risco, por reducida que sexa, cremos necesaria a redución das mesmas, mediante o emprego das estratexias de redución da dose de radiación que teñamos á nosa disposición. 113 3.2. Obxectivos principais. Os obxectivos principais deste estudo son comprobar a adecuación dos niveis de dose de radiación nos estudos de TC de tórax obtidos na nosa práctica clínica diaria coas recomendacións das guías de referencia existentes (fundamentalmente, as que se desprenden das directivas europeas), e avaliar o efecto sobre a dose de radiación do axuste individual da quilovoltaxe en función do IMC dos pacientes nun dos equipos de TCMD dispoñibles no Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela. 3.3. Obxectivos secundarios. 1. Realizar unha comparación entre os niveis de radiacións alcanzables en dous diferentes equipos de TC: un aparello estándar Somatom Emotion 6 (no que se realizan os estudos do H.C.U. de Santiago) e un moderno equipo Somatom Force (ubicado no Centre Hospitalier Régional Universitaire de Lille, en Francia), con melloras tecnolóxicas. A miúdo, a renovación dos aparatos de diagnóstico leva aparellada de por sí unha mellora nas cifras de dose de radiación, polo que o acceso ás técnicas máis modernas xa supón un importante avance neste propósito, pero isto non debe limitar o noso esforzo na optimización dos recursos que teñamos dispoñibles. 2. Valorar o impacto da redución da voltaxe na calidade de imaxe dos estudos obtidos, avaliando os parámetros obxectivos e o ruido das reconstrucións, a cada un dos valores de kV, e realizando unha valoración subxectiva, co propósito final de determinar o mantemento da validez diagnóstica dos mesmos. 3. Aportar evidencia científica sobre as doses de radiación que se poden chegar a alcanzar actualmente, moito máis reducidas que as existentes no pasado, que poderían servir para revisar o balance beneficio – risco dos estudos de cribaxe de cancro pulmonar, que podería chegar a ser positivo no caso de estudos con TC de baixa dose para a detección de nódulos pulmonares. 114 4. MATERIAL E MÉTODOS 115 116 4. MATERIAL E MÉTODOS 4.1. Introdución. Téñense establecido diferentes métodos para lograr unha disminución na dose de radiación dos estudos de imaxe médica. Un dos principais é o axuste da intensidade de corrente (é dicir, a miliamperaxe – mA -), que xa se realiza de forma automática na meirande parte dos aparellos de TCMD actuais [81]. Actualmente, como paso previo á realización do estudo de TC, e cando o paciente xa se atopa na mesa do equipo, obtense a toma rutinaria dunha imaxe radiográfica simple da zona que posteriormente se escaneará (que adoita coñecerse coma “scout”). Habitualmente tómanse dúas imaxes: frontal e lateral. Mediante a obtención desta imaxe, o equipo de TC consegue estimar a densidade dos tecidos que vai ter que atravesar o feixe de raios X, axustando a cifra de miliamperaxe necesaria en consencuencia (e adaptándoa por seccións). A imaxe de scout ten tamén outras funcións. Por exemplo, proporciona unha idea xeral do estado do paciente previa á análise máis exhaustiva que permitirán as imaxes tomográficas, o cal resulta moi útil nos casos de pacientes con múltiples traumatismos, permitindo diagnosticar rapidamente patoloxías coma neumotórax, derrame pleural ou fracturas desplazadas. Asimesmo, tamén permite realizar unha programación automática do disparo cando se alcance un determinado valor de densidade nunha estrutura vascular despois da administración de contraste (útil, por exemplo, para a valoración de tromboembolismos pulmonares ou patoloxía aórtica aguda). Outro factor modulable é diferencia de potencial no tubo de raios X, cuxa unidade é a quilovoltaxe (kV), cuxo axuste é posible realizar de forma manual. Segundo os principios físicos, a dose de radiación varía en relación directa co cadrado da quilovoltaxe, polo que a súa redución é potencialmente máis eficaz á hora de diminuir a dose total de radiación, que o axuste do miliamperaxe. Non obstante, deberase determinar previamente o grado de redución aplicado a cada paciente, xa que o emprego desta estratexia de redución da dose de radiación provocará un incremento no ruido da imaxe, que pode ter como consecuencia unha diminución do seu rendemento diagnóstico. Así, a adaptación individual da quilovoltaxe é un recurso accesible na práctica diaria e modulable de forma manual, normalmente en función da constitución dos pacientes a explorar (sendo necesaria unha maior diferencia de potencial no caso de 117 pacientes obesos), que demostrará ser moi eficiente para o propósito de reducir as doses de radiación empregadas. 4.2. Deseño do estudo Deseñamos este estudo de investigación tratando de avaliar o efecto do axuste individual da quilovoltaxe (kV) en estudos de TCMD de tórax sobre as doses de radiación recibidas polos pacientes mediante o emprego de dous diferentes equipos. Trátase dun estudo retrospectivo, observacional, multicéntrico e descriptivo, aprobado polos comités de ética dos hospitais colaboradores, e para que se requiriu o consentemento informado dos pacientes de acordo ás regulacións vixentes. 4.2.1 Consideracións relativas ós equipos de TC Os exames leváronse a cabo en Santiago de Compostela e Lille, empregando no primeiro caso un equipo de TC de 6 cortes “SOMATOM-Emotion 6”, e no segundo un equipo de terceira xeración con enerxía de doble fonte computadorizada (TCDF) “SOMATOM-Force” (Siemens, Forchheim, Alemaña). A recollida de datos realizouse a partir dos datos contidos nos informes de dosimetría emitidos polos aparellos de TC despois de cada exploración, que se atopan dispoñibles no PACS (picture archive communication system) do SERGAS, no caso dos estudos realizados en Santiago de Compostela. Os criterios para determinar se as exploracións de TC eran candidatas á súa inclusión na base de datos foron os seguintes: 1. Que os estudos foran realizados, analizados e informados por radiólogos experimentados en radioloxía torácica das institucións que colaboraron no proxecto. 2. Que os estudos realizados en Santiago de Compostela foron realizados mediante unha modulación automática do miliamperaxe polo propio equipo de TC, e unha selección manual da quilovoltaxe, en base ó IMC dos pacientes. 3. Que os estudos realizados en Lille foran realizados mediante modulación automática tanto do miliamperaxe como da quilovoltaxe polo propio equipo de TC. 118 No caso do Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela, o escáner de TC empregado foi un “SOMATOM-Emotion 6” (Siemens Medical System, Forchheim, Alemaña; figura 32), e empregouse o protocolo ThorCombi con cortes de 1.25 mm. Empregouse unha colimación de 6 x 1.0, e utilizáronse dous picos de tensión diferentes en función da consitución dos pacientes: un de 130 kV para pacientes cun índice de masa corporal (IMC) > 23, e outro de 110 kV para pacientes cun IMC inferior. Os valores de mA neste equipo oscilaron entre 48 e 107 mAs. No caso dos estudos realizados no Centre Hospitalier Régional Universitaire de Lille, empregouse un equipo de TC ““SOMATOM-Emotion FORCE” (Siemens Medical System, Forchheim, Alemaña; figura 33), con cortes de 1 mm, colimación de 64 x 1.0, realizándose un axuste automático da quilovoltaxe (kV) calculado polo propio equipo, ó igual que a intensidade de corrente que oscilou entre 65 – 300 mAs. En tódolos casos, a adquisición de imaxes realizouse despois da inxección de contraste iodado intravenoso para mellorar a visualización das estruturas tanto vasculares coma non vasculares, establecéndose un retardo de 25 segundos entre a inxección e a obtención das imaxes co propósito de obter unha fase arterial precoz que axudase ó recoñecemento das estruturas anatómicas. 4.2.2. Consideracións relativas ós pacientes. Para a realización do estudo, analizáronse os datos dun total de 161 pacientes oncolóxicos, con diagnóstico previo de cancro de pulmón, tratándose de estudos de control evolutivo da súa patoloxía, realizados entre os anos 2014 e 2017. As contraindicacións para a realización dos estudos foron a alerxia a contrastes iodados e a alteración da función renal (valores de creatinina superiores a 1.3 mg/dL ou filtrado glomerular <30 mL / min / 1.73m2), condicións que contraindicarían a administración dos mesmos. Os pacientes debían contar cunha preparación axeitada, o que incluía a realización de xaxún durante polo menos as 6 horas previas para minimizar o risco de broncoaspiración no caso de producirse unha reacción alérxia ó medio de contraste. Asimesmo, antes da realización do estudio de TC, os pacientes foron informados polo Técnico Especialista en Radiodiagnóstico acerca das características do estudo de TC, asegurándose de contar coa cooperación dos mesmos. 119 5.2. Resultados dos valores de dose efectiva e SSDE Posteriormente, obtivéronse os valores de dose efectiva, empregando o factor de conversión descrito polas European Guides for Computed Tomography for chest CT (0.014 mSv / mGy*cm). Asimesmo, obtivemos os valores de SSDE empregando os datos tabulados pola AAPM (American Association of Physicists in Medicine) [42] baseados nos valores de CTDIvol , así como os diámetros torácicos dos pacientes (figura 35). Os valores de SSDE foron calculados únicamente no caso dos pacientes a cuxas imaxes tiñamos acceso, estudados mediante o escáner Somaton Emotion 6. 126 Figura 32: Táboa que contén os valores medios de radiación (DLP, mSv, CTDIvol e SSDE) obtidos empregando 130 kV, 110 kV, e escáner de doble enerxía. Comprobouse que os tres grupos a estudo presentan unha media de dose de radiación sensiblemente inferior á recomendada polas guías de referencia europeas, nas que o nivel de referencia para un estudo de TC de tórax é de 375 mGy*cm [82, 83]. Deste xeito, o primeiro obxectivo principal do estudo de investigación realizado quedou cuberto (comprobar a adecuación dos niveis de dose de radiación nos estudos de TC de tórax obtidos na nosa práctica clínica diaria coas recomendacións das guías de referencia existentes). Porén, atopamos grandes diferencias nos niveis de radiación obtidos en cada un dos grupos, cuxa análise plantexamos coma o noso segundo obxectivo principal, e primeiro dos secundarios (avaliar o efecto sobre a dose de radiación do axuste individual da quilovoltaxe en función do IMC dos pacientes, e comparar os niveis de radiación alcanzables en dous diferentes equipos de TC). Así, no caso do protocolo de 130 kV no escáner Somatom Emotion 6, as doses medias de radiación son só lixeiramente inferiores ós niveles recomendados, xa que a DLP media (328.48 mGy*cm), supón só un 12.5% inferior. De feito, nunha análise pormenorizada da serie de casos evidenciouse que máis dun 25% dos pacientes nos que se empregou o protocolo de 130 kV recibiron doses de radiación mesmo superiores ás recomendadas. Por outra banda, atopamos que no grupo de 110 kV, a DLP media diminuiu aproximadamente un 42.5 %, e, o que é aínda máis importante, atopamos que empregando este protocolo case tódolos pacientes recibiron unha dose de radiación inferior ós niveis recomendados. Pero os mellores niveis de radiación obtivéronse, de feito, empregando o escáner Somatom Forte de doble enerxía, xa que mediante este protocolo os valores de DLP mostaron unha redución de case un 70% en comparación co grupo de 130 kV. Asimesmo, ningún dos pacientes incluídos neste grupo se achegou ós niveis recomendados, xa que o nivel máximo foi de so 292.1 mGy*cm. Esto é moi importante porque é un feito que, mesmo considerando que o noso protocolo de 110 kV demostrou ser útil para reducir a dose de radiación, podería non ser apropiado para pacientes con un IMC superior a 23. En cambio, o protocolo do escáner Somatom Force pódese empregar en calquera paciente, podendo alcanzar doses mesmo inferiores a 37.5 mGy*cm (un 10% das doses de referencia) no caso dos pacientes con menor masa corporal, poñendo de manifesto que a utilidade da superioridade tecnolóxica deste equipo para a redución da dose de radiación é clara. Finalmente, tamén atopamos que, ó utilizar o protocolo de 110 kV en pacientes con valores inferiores de IMC, o SSDE diminuíu en aproximadamente un 40%, o que significa que o axuste individual da quilovoltaxe baseado no IMC non só evita que os 127 pacientes máis delgados queden expostos ó exceso de radiación que suporía a asignación do protocolo de 130 kV, senon que, proporcionalmente, tamén van recibir unha menor dose de radiación que os pacientes do grupo de 130 kV. 5.3. Resultados da avaliación de calidade de imaxe Entre os obxectivos secundarios deste estudo de investigación, atópase a valoración do impacto da redución do kV na calidade diagnóstica das imaxes obtidas, no caso dos dous procotolos do equipo de TC Somatom Emotion 6 (130 kV e 110 kV). Para conseguilo, en primeiro lugar, realizamos unha avaliación dos niveis de ruido existentes nos estudos adquiridos mediante este escáner, e atopamos que os niveis de ruido, medidos como a desviación estándar (SD) da densidade (en Unidades Housfield) na luz da tráquea, foi maior no grupo de 110 kV (18.17 contra 22.5 no grupo de 130kV) (fig.36). Porén, o nivel de ruido non é un factor suficiente para xulgar cualitativamente a calidade diagnóstica das imaxes, que mellora notablemente mediante a utilización de medios de contraste intravenoso iodados (como é o caso nos estudos que realizamos), e que representa un factor de maior importancia. 128 Figura 33: Táboa na que se reflicten os resultados da comparación dos niveis de ruido obtidos empregando o escáner SomatomEmotion cos protocolos de 110 kV e 130 kV (CTR=VHU-MHU/VN). Para investigar esta posibilidade, realizamos o cálculo da relación contraste – ruido, definida como a media da densidade en Unidades Hounsfield no interior das arterias pulmonares, menos a densidade en UH da musculatura paravertebral, dividida entre o ruido nas arterias pulmonares (a desviación estándar da media da súa densidade), que foi só discretamente superior no grupo de 110 kV (3.77 vs 3.85; pouco significativo). Os resultados obtidos indican que, nas imaxes obtidas coa administración de medios de contraste iodados, a capacidade de diferenciar entre dúas estruturas que realzan en diferente grado é similar nos grupos de 110 kV y 130 kV. Isto implica que, mesmo se existe unha diferencia significativa entre os niveis de ruido, esta diferencia non afecta á calidade diagnóstica das imaxes contrastadas, que de feito foi cualitativamente similar en ámbolos dous grupos de estudo co escáner Somatom Emotion 6. Porén, débese considerar o feito de que o IMC dos dous grupos de estudo foi diferente e, polo tanto, a calidade diagnóstica probablemente sería significativamente inferior se empregásemos o protocolo de 110 kV en pacientes un IMC>23. 129 130 6. DISCUSIÓN 131 132 6. DISCUSIÓN 6.1. Introdución Actualmente, o cancro de pulmón é a principal causa de morte por enfermidade oncolóxica en todo mundo. Por esta razón, a realización dun diagnóstico preciso e estadificación correcta son factores críticos á hora de escoller o mellor tratamento para os pacientes, así como para a avaliación do pronóstico de pacientes con carcinoma broncoxénico [12]; en consecuencia, o número de estudos de TC de tórax realizados para este fin tense incrementado significativamente nos últimos tempos. Asimesmo, debido á mellora nos tratamentos dispoñibles, a supervivencia a esta enfermidade aumentou, o que conduciu tamén a un incremento no número de estudos de TC destinados ó control de recidivas, habitualmente evaluados empregando os criterios RECIST (criterios evaluadores da resposta en tumores sólidos). No momento actual, os estudos de imaxe mediante TC constitúen a maior causa de radiación producida polos servizos de saúde [49], representando un 11% de tódolos exames de imaxe médica, pero un 68 % da dose de radiación. Este incremento tense producido especialmente en tres áreas: o emprego do TC para a detección de patoloxías (colonoscopias virtuais, cribados de enfermidade cardiovascular por TC, solicitude de estudos de TC completo en pacientes con sintomatoloxía xeral ou politraumatismo), o seguimento de patoloxías coñecidas (en especial os controis periódicos oncolóxicos) e a maior utilización dos estudos de TC en pacientes pediátricos ou adolescentes [50]. Actualmente, a radiación efectiva asociada á maioría de exploracións de TC atópase entre 1 e 12 mSv, cunha media de aprox. 8 mSv. Tense falado previamente da controversia á hora de establecer o risco de aparición de tumores radioinducidos, xa que existen estudos que cifran a probabilidade de morrer por unha neoplasia provocada pola realización dunha TC de corpo completo en arredor dun 0.05% [51] [55]. Trátase dun risco baixo, pero non despreciable, polo que nos últimos tempos a comunidade científica está tratando de tomar medidas que busquen reducir a dose de radiación, buscando un equilibrio entre unha calidade de imaxe necesaria para o diagnóstico e a cantidade de radiación recibida polos pacientes [52] [53]. 133 Así pois, é necesario realizar un control dos niveis de dose de radiación administrados, tratando de desenvolver estratexias de redución dos mesmos que nos permitan mantelos dentro dos valores recomendados [84, 85]. 6.2. Resposta ós obxectivos O primeiro dos obxectivos principais propostos (comprobar a adecuación dos niveis de dose de radiación nos estudos de TC de tórax obtidos na nosa práctica clínica diaria coas recomendacións das guías de referencia existentes), cumpriuse, xa que obtivemos unha base de datos representativa da actividade clínica diaria, cuxos resultados se axustan ás recomendacións europeas. Por outra banda, o segundo dos obxectivos principais (avaliar o efecto sobre a dose de radiación do axuste individual da quilovoltaxe en función do IMC dos pacientes no equipo de TCMD Somatom Emtion 6 dispoñible no Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela), tamén quedou cuberto, xa que se realizou un estudo con dous grupos de pacientes, con diferentes parámetros de quilovoltaxe, atopándose diferencias significativas nos niveis de radiación obtidos en cada un dos grupos. En canto ós obxectivos secundarios, realizouse a comparación proposta entre os niveis de radiación alcanzables en dous diferentes equipos de TC (Somatom Emotion 6 e Somatom Force), con valores de dose de radiación claramente mellores no caso do equipo con tecnoloxía máis avanzada, evidenciándose unha redución de aproximadamente un 70% en comparación co grupo de pacientes estudados mediante o protocolo de 130 kV. Tamén se realizou a valoración do impacto da redución da voltaxe na calidade de imaxe de forma cuantitativa e cualitativa, acadándose o propósito final de determinar o mantemento da validez diagnóstica dos mesmos, se ben se debe considerar o feito de que o IMC dos dous grupos de estudo foi diferente e, polo tanto, a calidade diagnóstica probablemente sería inferior se empregásemos o protocolo de 110 kV en pacientes un IMC>23. Finalmente, dados os resultados positivos obtidos, aportamos evidencia científica sobre as doses de radiación que se poden chegar a alcanzar actualmente, considerablemente baixas, que poderían levar a unha revisión no balance beneficio – risco dos estudos de cribado de cancro pulmonar, dada a dispoñibilidade de realización de estudos con TC de baixa dose para a detección de nódulos pulmonares. Polo tanto, o estudo de investigación deu resposta a tódolos obxectivos que se propuxeron no momento do seu deseño. 134 6.3. Valoración dos resultados Neste traballo de investigación, temos realizado unha descripción e valoración da nosa experiencia na práctica clínica diaria, tendo comprobado a adecuación da mesma coas recomendacións nas guías de referencia existentes. Así, mediante unha recopilación dos resultados de medicións dosimétricas e o seu análise posterior, obtivemos unha estimación das doses de radiación empregadas no servizo de Radiodiagnóstico do Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela, evidenciándose que é posible reducir significativamente a dose de radiación administrada aos pacientes durante os exames de TC de tórax mediante a realización dun axuste individual da quilovoltaxe en base ó IMC dos pacientes, con menores cifas de kV no caso dos pacientes con menor peso. Tamén comprobamos que os estudos obtidos deste xeito contaban coas calidade de imaxe necesaria para a realización de informes radiolóxicos equivalentes, sendo compatible polo tanto co exercicio dunha práctica clínica eficiente. Por outra parte, tamén realizamos unha avaliación das cifras de SSDE obtidas, un indicador de radiación recentemente proposto que permite un mellor coñecemento acerca da dose de radiación proporcionada ós pacientes tendo en conta a morfoloxía dos seus corpos [11]. Os resultados foron esperanzadores, xa que indican que a realización de estudos con valores de 110 kV realizados en pacientes con menor IMC permítelles beneficiarse de niveis de radiación proporcionalmente inferiores ás que recibirían os pacientes con maior IMC en comparación, no procolo de 130 kV. No noso caso, comparando os niveis de radiación obtidos cos valores de referencia recomendados polo grupo de expertos da Comisión Europea, os resultados obtidos (4.6 e 2.65 mSv) [86,87], cumplen sobradamente os valores aceptados, e son inferiores ós niveis de referencia definidos pola UE para os estudos de TC de tórax de rutina [82, 88], así como os recomendados no Reino Unido [89], e en múltiples estudos observacionais realizados en diversos países europeos. Asimesmo, os valores que obtivemos son inferiores ás doses de referencia para os estudos de TC recomendados pola Fleischner Society [64], e cumplen as recomendacións de Héliou et al. [90], Treir et al. [91], e Broucker et al. [3]. Porén, despois de avaliar coas doses obtidas noutro departamento de radioloxía empregando un aparello de TC máis moderno, realizando posteriormente unha comparación entre os resultados obtidos cos dous diferentes TCMD, é evidente a importante melloría nos niveis de radiación que se obtén co emprego dos equipos de nova xeración. 135 142 7. CONCLUSIÓNS 1. Actualmente, os avances en radioloxía teñen conducido á existencia dun importante aumento no número de estudos realizados, o que conlevou un incremento nas doses de radiación recibidas polos pacientes, sendo necesario manter un control sobre as mesmas, así como a súa redución dentro do posible (principio ALARA). Nas fontes bibliográficas afírmase que tanto o axuste individual de parámetros na adquisición de imaxe como a quilovoltaxe ou a miliamperaxe, como outras técnicas como as reconstrucións iterativas, o emprego de blindaxes en zonas radiosensibles apartadas da área obxecto de estudo, a adaptación do pitch ou a utilización de medios de contraste intravenoso poden ser estratexias válidas para a redución de dose de radiación. 2. No noso estudo de investigación, demostrouse que os valores promedio de DLP e dose efectiva resultantes dunha mostra de 161 pacientes estudados nos servizos de Radiodiagnóstico do Hospital Clínico Universitario de Santiago de Compostela (equipo Somatom Emotion 6) e o Centre Hospitalier Régional Universitaire de Lille (Somatom Force) cumplen as recomendacións das guías europeas de referencia existentes 3. Tamén se obxectivou unha significativa diminución da dose de radiación recidibida polos pacientes con IMC<23, nos que se empregou o protocolo de 110 kV no equipo Somatom Emotion 6, superior ó 40%, en concordancia coa hipótese proposta polo estudo. Por outra banda, evidenciouse que os valores de dose de radiación son claramente mellores no caso dos pacientes estudados mediante o equipo SomatomForce, cunha redución de aproximadamente un 70% en comparación con grupo de pacientes estudados mediante o protocolo de 130 kV. 4. Determinouse que nos estudos realizados con redución de voltaxe (110 kV) se mantivo a calidade diagnóstica das imaxes, se ben se debe considerar que o IMC dos dous grupos de estudo foi diferente e, polo tanto, a calidade diagnóstica probablemente sería inferior se empregásemos o protocolo de 110 kV en pacientes un IMC>23.5. 143 5. Polo tanto, concluimos que o axuste individual (xa sexa manual ou automático) da quilovoltaxe (unha ferramenta útil e de fácil introdución na práctica clínica diaria dos servizos de diagnóstico por imaxe que dispoñan de escáneres con esta capacidade), combinada coa selección automática do miliamperaxe, é unha estratexia válida para a redución de dose de radiación en estudos de TCMD de tórax. 6. Na actualidade, segue sendo importante concienciar ós diferentes ámbitos sociais (comunidade científica, persoal sanitario, poboación xeral) sobre o balance beneficio / risco das probas de imaxe que fan uso das radiacións ionizantes, sendo preciso que se manteña no tempo a avaliación dos avances tecnolóxicos nos equipos de TC que permitan a redución da dose de radiación, sen diminuir a calidade diagnóstica dos estudos obtidos, e polo tanto, a súa eficiencia. 7. É necesaria a realización de máis investigacións sobre técnicas de redución de dose de radiación, tanto para a confección de protocolos con maior eficiencia, como co obxectivo de introducilos na práctica clínica de forma sinxela. 8. Os avances experimentados no campo do deseño de protocolos de TC de tórax de baixa dose e a evidencia científica cada vez máis clara da redución da mortalidade por cancro de pulmón acadada mediante a utilización de programas de screening de nódulos pulmonares, conducirán a que a súa implantación no noso medio será, probablemente, cuestión de tempo. 144 8. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS 145 146 8. REFERENCIAS BIBLIOGRÁFICAS [1] Gordic S, Morsbach F, Schmidt Bet al. Ultralow-dose chest computed tomography for pulmonary nodule detection. lnvestigative Radiology 2014; 49 (7): 465-473. [2] Mastora J, Remy-Jardin M, Suess C, et al. Dose reduction in spiral CT angiography of thoracic outlet syndrome by anatomically-adapted tube current modulation. Eur Radiol 2001; 11 :590-596. [3] Broucker T, Pontana F, Santangelo T, et al. Single-and dual-source chest CT protocols: Levels ofradiation dose in routine clinical practice. Diagnostic and interventional imaging 2012; 93 :852-858. [4] Morán-Blanco LM, Rodríguez-González R, Calzado-Cantera A, et al. Evaluación de la calidad de imagen y de la dosis en exámenes de TC helicoidal de tórax en pacientes con carcinoma de pulmón. Resultados preliminares. Radiología 2002; 44 (6): 229-236. [5] Seuri R,Rehani MM, Kortesniemi M. How tracking radiologic procedures and dose helps: Experience from Finland. AJR 2013 200:771-774. [6] Rehani MM, Berris T. Radiation exposure tracking; Survey of unique patient identification number in 40 countries. AJR 2013: 200:771-774. [7] Bongartz G, Golding SJ, Jurik AG, et al. Results from an European Concerted Action on CT. En: http://www.msct.info/CT_Quality_Criteria.htm/. [8] EC99. European guidelines on quality criteria for computed tomography. Report EURO 16262 EN. Luxembourg 1999; 69-78. 147 [9] Mayo JR, Aldrich JE, Múller NL. Radiation exposure at chest CT: a statement of the Fleishner Society. Radiology 2003; 228: 15-21. [10] Salmerón 1, Calzado A, Ruíz-López L, et al. Tomografía computarizada multicorte en un servicio de radiodiagnóstico: estudio de las dosis impartidas durante 1 año. Radiología 2009; 51 (2) 163-170. [11] Suzuki C, Jacobson H, Hatschek T, et al. Radiologic measurements of tumor response to treatment: Practical approaches and Iimitations. Radiographics 2008; 28:329-344. [12] The National Trial Research Team. Reduced lung-cancer mortality with low-dose computed tomographic screening. The New England Journal of Medicine 2011; 365 (5):395-409. [13]. Adrian M. K. Thomas, Arpan K. Banerjee. The History of Radiology. 2013 ISBN: 9780199639977 [14]. Riesz PB. The life of Wilhelm Conrad Roentgen. AJR Am J Roentgenol. 1995;165 (6): 1533-7. [15] Kase KR. Radiation protection principles of NCRP. Health Phys. 2004; 87(3):2517 [16] Jones, Cynthia G. A review of the history of U.S. Radiation Protection regulations, recommendations, and standards. Health Phys. 2005; 88 (6):697-716. [17] Directiva 97/43/Euratom del Consejo de 30 de junio de 1997 relativa a la protección de la salud frente a los riesgos derivados de las radiaciones ionizantes en exposiciones médicas, por la que se deroga la Directiva 84/466/Euratom (OJ L 180 09.07.1997, p. 22, CELEX [18] Kalender WA. Computed tomography: fundamentals, system technology, image quality, applications. John Wiley & Sons; 2011. [19] JT Littleton ML. Conventional tomography. A History of the Radiological Sciences. Diagnosis.; 1996. p. 369-402. 148 [20] Hounsfield GN. Computerized transverse axial scanning (tomography): Part 1. Description of system. The British journal of radiology. 1973 Dec; 46(552): p. 1016- 1022. [21] McCollough CH. The AAPM / RSNA physics tutorial for residents. X -ray production. RadioGraphics 1997; 17 : 967 – 984. [22] Huda W, Sloan RM. Review of radiologic physics. Baltimore, MD: Williams & Wilkins; 1995. [23] Hendee WR et al. Medical Imaging Physics 3ª edición. St Louis, Mo. Mosby – Year Book; 1992. [24] Bushberg JT et al The essential physics of medical imaging. Baltimore, MD: Williams & Wilkins; 2011. [25] Taubin M, Platonov V, Yaskolko A. X-Ray Tube Cathodes of Medical Purpose. Biomed Eng. 2009;43(1):48-50. [26] Dowdey, James E., Murry, Robert C., Christensen, Edward E., 1929-. Christensen's Physics of Diagnostic Radiology. (1990) [27] Ramírez Giraldo et al. Tomografía computarizada por rayos X: fundamentos y actualidad. Rev Ing Bioméd 2008; 2:54-72. 149 [28] Kalender WA. Technical Concepts: Standard Scanner Configuration In Computed tomography: fundamentals, system technology, image quality, applications.: John Wiley & Sons; 2011. p. 42-53. [29] David M Hansell DAL. Imaging of Diseases of the Chest. 5th ed.: Mosby-Elsevier; 2010. [30] Goldman LW. Principles of CT: radiation dose and image quality. Journal of nuclear medicine technology. 2007 Dec 1; 35(4): p. 213-225. [31] Julia F Barrett NK. Artifacts in CT: recognition and avoidance. Radiographics. 2004 Nov; 24(6): p. 1679-1691. [32] D. Andisco SB. Dosimetría en tomografía computada. Revista Argentina de Radiología. 2014; 78(3): p. 156-160. [33] Farr's physics for medical imaging. Saunders Ltd. (2007) ISBN:0702028444. [34] Dendy PP, Heaton B. Physics for diagnostic radiology. Taylor & Francis. ISBN:0750305916. [35] MT Crawley, A Booth, A Wainwright A practical approach to the first iteration in the optimization of radiation dose and image quality in CT: estimates of the collective dose savings achieved. The British Journal of Radiology. Vol 74, No 883. 150 [36] McNitt-Gray M. AAPM/RSNA Physics Tutorial for Residents: Topics in CT. Radiation Dose in CT. Radiographics. 2002;22(6):1541-53. [37] McCollough C, Leng S, Yu L, Cody D, Boone J, McNitt-Gray M. CT Dose Index and Patient Dose: They AreNotthe Same Thing. Radiology. 2011;259(2):311-6. [38] Jerrold T. Bushberg. The Essential Physics of Medical Imaging (2nd Edition). (2001) ISBN: 0683301187 [39] Durand DJ, Mahesh M. Understanding CT dose display. (2012) Journal of the American College of Radiology : JACR. 9 (9): 669-71. [40] Walter Huda, Kent M. Ogden, Mohammad R. Khorasani. Converting Dose-Length Product to Effective Dose at CT. (2008) Radiology. 248 (3): 995-1003. [41] Brink JA, Morin RL. Size-specific dose estimation for CT: how should it be used and what does it mean?. (2012) Radiology. 265 (3): 666-8. [42] American Association of Physicists in Medicine. Size-specific dose estimates (SSDE) in pediatric and adult body CT Examinations: report of AAPM Task Group 204. College Park, Md: American Association of Physicists in Medicine, 2011. [43] Brady SL, Kaufman RA. Investigation of American Association of Physicists in Medicine Report 204 size-specific dose estimates for pediatric CT implementation. (2012) Radiology. 265 (3): 832-40. 151