Cómo se forma la imagen
En TC, el tubo de rayos X y el array de detectores enfrentado giran alrededor del paciente; los perfiles de atenuación (proyecciones) adquiridos desde cada ángulo se reconstruyen por ordenador en una imagen de corte. En los sistemas multidetector (TCMD), se adquieren varios cortes por rotación, y en modo helicoidal (espiral) la mesa avanza a través del gantry mientras los datos se adquieren de forma continua.1 La verdadera destreza consiste en saber cómo cada parámetro desplaza el equilibrio entre la calidad de imagen y la dosis.
kVp — tensión del tubo
El kVp fija la energía (penetración) del haz. Un kVp más alto da un haz más penetrante, más "duro"; reduce el ruido y asegura una transmisión de fotones suficiente en pacientes grandes, pero disminuye el contraste tisular (en especial el contraste del yodo). Un kVp más bajo aumenta el efecto fotoeléctrico del yodo y, por tanto, incrementa el contraste; por eso un kVp bajo (p. ej. 80–100 kVp) en pacientes delgados eleva el contraste y reduce la dosis en estudios angiográficos/con contraste. Los equipos modernos incluyen una selección automática de kV que sugiere la tensión óptima por exploración.1
mAs y modulación de la corriente del tubo
mAs = corriente del tubo (mA) × tiempo de rotación. Fija directamente el número de fotones y, por tanto, el ruido y la dosis. Duplicar el mAs duplica aproximadamente la dosis. El ruido de imagen, en cambio, es inversamente proporcional no a la dosis, sino a la raíz cuadrada de la dosis: reducir el ruido a la mitad exige cuadruplicar aproximadamente la dosis (mAs).1
Pitch
En la adquisición helicoidal, el pitch es el avance de la mesa por rotación completa del gantry dividido entre el ancho total del haz (nT):
Según Bushberg, en la mayoría de las adquisiciones de TC el pitch se sitúa entre 0,75 y 1,5; pitch = 1,0 corresponde en principio a la adquisición axial contigua. Por debajo de 1,0 (solapada), la dosis al paciente aumenta; por encima de 1,0, disminuye. Con lo demás constante, la relación entre dosis relativa y pitch es:1
En la práctica: un pitch alto (≈1,5) acelera las adquisiciones torácicas y pediátricas y reduce la dosis; un pitch bajo se emplea donde se requiere una alta coherencia temporal/espacial, como en estudios cardíacos.1
Colimación, grosor de corte y configuración del detector
En la TCMD, el ancho total del haz (nT) lo fija el colimador y el grosor de corte, el ancho de los arrays de detectores (T). Por ejemplo, un sistema de 64 × 0,5 mm puede reconstruir de nuevo distintos cortes a partir de los datos brutos: 64 × 0,5 mm, 32 × 1,0 mm, 16 × 2,0 mm, etc.1 Los cortes más finos mejoran la resolución espacial, pero elevan el ruido, ya que contribuyen menos fotones por corte.
Kernel de reconstrucción (filtro)
A partir de los mismos datos brutos, distintos kernels producen imágenes diferentes. Un kernel duro (sharp) da alta resolución espacial (para hueso, pulmón), pero más ruido; un kernel suave (smooth) reduce el ruido (para partes blandas, cerebro), pero disminuye la nitidez. Bushberg subraya el efecto decisivo del kernel sobre la función de transferencia de modulación (MTF) y, por tanto, sobre la resolución.1 El campo de visión (FOV) y el tamaño de la matriz también fijan el tamaño de píxel y, con ello, la resolución.
Ruido, contraste y resolución
La calidad de imagen tiene tres ejes, y los parámetros los empujan en direcciones distintas:
- Ruido: fluctuación aleatoria, expresada por la desviación estándar (σ) medida directamente. Disminuye al aumentar el mAs/dosis (relación de raíz cuadrada).1
- Contraste: diferencia entre tejidos; cambia con el kVp y el medio de contraste.
- Resolución espacial: mejora con cortes finos, kernel duro y FOV pequeño, por lo general a costa del ruido.
La esencia de la optimización es alcanzar la calidad necesaria para el diagnóstico con la dosis más baja; "una imagen mejor" no siempre significa más dosis.
Resumen: ¿qué parámetro cambia qué?
| Parámetro | Al aumentarlo | Efecto en la imagen | Efecto en la dosis |
|---|---|---|---|
| kVp | El haz se endurece | Ruido ↓, contraste ↓ | Dosis ↑ (a mAs constante)* |
| mAs | Más fotones | Ruido ↓ | Dosis ↑ (lineal) |
| Pitch | Mesa más rápida | Posible resolución en eje z ↓ | Dosis ↓ (∝ 1/pitch)* |
| Corte fino | Vóxel más pequeño | Resolución espacial ↑ | Ruido ↑ |
| Kernel duro | MTF ↑ | Resolución ↑, ruido ↑ | Dosis sin cambios |
| FOV pequeño | Píxel más pequeño | Resolución ↑ | Dosis sin cambios |
*Estas flechas de dosis son válidas con los demás parámetros constantes. A mAs constante, subir el kVp aumenta la dosis; pero con selección automática de kV y modulación de corriente del tubo (ATCM), el efecto real sobre la dosis y la calidad de imagen varía según el protocolo, el tamaño del paciente y el fabricante.
Ejemplos internacionales de NRD
Los niveles de referencia para diagnóstico (NRD) son una herramienta de optimización, no un límite; no se usan para juzgar la dosis de un solo paciente, sino que muestran el nivel de dosis típico de un grupo típico de pacientes (por lo general el percentil 75). En TC, las magnitudes del NRD son el CTDIvol y el DLP, usando un maniquí de 16 cm para cabeza y uno de 32 cm para cuerpo.2
A continuación se muestran ejemplos de NRD de TC en adultos de dos países (CTDIvol: mGy; DLP: mGy·cm). Los valores del Reino Unido se publican por indicación clínica, mientras que los australianos son categorías anatómicas de exploración, por lo que la tabla no es una comparación estricta de los mismos escenarios clínicos:
| Exploración | CTDIvol RU | DLP RU | CTDIvol Australia | DLP Australia |
|---|---|---|---|---|
| Cabeza | 47 | 790 | 45 | 820 |
| Tórax | 8,5 | 290 | 8 | 310 |
| Abdomen–pelvis | 10 | 530 | 10 | 480 |
Los valores del Reino Unido proceden de la tabla de NDRL de TC en adultos de la UKHSA: ictus agudo para cabeza, cáncer de pulmón para tórax y absceso para abdomen–pelvis.3 Los valores australianos proceden de los NRD de TC en adultos actualizados de la ARPANSA.4
La tendencia actual va hacia NRD basados en la indicación clínica en lugar de en regiones anatómicas: el proyecto europeo EUCLID (2021) define NRD por indicación, como ictus, embolia pulmonar y apendicitis;5 y el conjunto de NRD nacionales de Japón publicado por J-RIME en 2025 es un ejemplo nacional reciente y muestra una tendencia a la baja en CTDIvol/DLP respecto a estudios anteriores.6
Referencias
- Bushberg JT, Seibert JA, Leidholdt EM, Boone JM. The Essential Physics of Medical Imaging, 3rd ed. Lippincott Williams & Wilkins, 2011. Bölüm 10 (Computed Tomography) ve Bölüm 11 (X-ray Dosimetry). Atıflarda belirtilen sayfa numaraları bu baskıya aittir.
- ICRP Publication 135. Diagnostic Reference Levels in Medical Imaging. Ann. ICRP 46(1), 2017. icrp.org
- Public Health England (UKHSA). National Diagnostic Reference Levels (NDRLs) — bilgisayarlı tomografi (güncel ulusal değerler). gov.uk
- Lee C, Goergen S, et al. Updated Australian diagnostic reference levels for adult CT. J Med Radiat Sci 2020 (ARPANSA). PMC7063242
- Damilakis J, et al. European diagnostic reference levels and typical doses for CT based on clinical indications (EUCLID). Eur Radiol 2021. Eur Radiol
- J-RIME. National Diagnostic Reference Levels in Japan (2025). j-rime.qst.go.jp