Radiología. 2013;55(S2):25---34

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ARTÍCULO ESPECIAL

Nuevas tecnologías en mamografía y su impacto en los valores de dosis M. Chevalier del Rio Departamento de Radiología, Facultad de Medicina, Universidad Complutense, Madrid, Espa˜ na Recibido el 7 de febrero de 2013; aceptado el 25 de septiembre de 2013 Disponible en Internet el 16 de noviembre de 2013

PALABRAS CLAVE Mamografía digital; Mamografía de realce de contraste; Tomografía computarizada; Tomosíntesis; Dosis glandular

Resumen En este trabajo se presenta una revisión de las nuevas tecnologías que están surgiendo en el campo de la mamografía como consecuencia del progreso habido en los detectores digitales y las técnicas de procesado. La mayor parte de ellas están comenzando a comercializarse o en fase de ensayo clínico. Los resultados de los ensayos clínicos realizados con las nuevas técnicas 2 D (técnicas de realce de contraste o de visión estereoscópica) muestran la utilidad de estas metodologías en el diagnóstico del cáncer. Sin embargo, la mayor complejidad del proceso de obtención de imágenes sugiere que su uso quedará limitado a casos particulares como por ejemplo lesiones dudosas o mujeres con alto riesgo de desarrollar esta enfermedad. Entre las tecnologías 3 D (tomografía y tomosíntesis de mama), la tomosíntesis digital de mama (DBT) es la única con implantación en la clínica, lo que posibilita el tener un mayor conocimiento sobre su sensibilidad y especificidad en el diagnóstico del cáncer, así como en los valores de dosis impartidos. En este artículo especial se hace una descripción más detallada de sus principios de funcionamiento y de las técnicas de adquisición y reconstrucción de las imágenes. También se resumen los principales resultados obtenidos en los estudios clínicos que, en líneas generales, muestran que el empleo de la DBT produce un aumento en la tasa de cánceres detectados y una reducción de la tasa de rellamadas y del número de biopsias realizadas. El protocolo aprobado por la Food and Drug Administration (EE. UU.) para los exámenes de mama con DBT consiste en 2 proyecciones por mama con mamografía convencional y 2 proyecciones por mama con tomosíntesis. Esto significa multiplicar por un factor que está entre 2 y 3 los riesgos de inducción de cáncer y de mortalidad asociados con la mamografía 2 D (2,6-3,3 y 0,7-0,9 por 100.000 mujeres respectivamente, para mujeres que fueron expuestas a los 50 a˜ nos). El protocolo a seguir en los exámenes con tomosíntesis se revela pues como uno de los aspectos esenciales a determinar de cara a la inclusión de la tomosíntesis en los programas de cribado o en los exámenes de mama rutinarios. © 2013 SERAM. Publicado por Elsevier España, S.L. Todos los derechos reservados.

Correo electrónico: [email protected] 0033-8338/$ – see front matter © 2013 SERAM. Publicado por Elsevier España, S.L. Todos los derechos reservados. http://dx.doi.org/10.1016/j.rx.2013.09.004

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M. Chevalier del Rio

KEYWORDS Digital mammography; Contrast-enhanced mammography; Computed tomography; Tomosynthesis; Glandular dose

New mammography technologies and their impact on radiation dose Abstract This article reviews new mammography technologies resulting from advances in digital detectors and processing techniques. Most are just starting to be commercialized or are in the clinical trial phase. The results of clinical trials with the new 2 D techniques (contrastenhanced techniques or stereotactic techniques) show they are useful for diagnosing cancer. However, the greater complexity of the image acquisition process suggests that their use will be limited to particular cases such as inconclusive lesions or women with high risk for developing breast cancer. Among the 3 D technologies (breast tomography and breast tomosynthesis), only breast tomosynthesis has been implemented in clinical practice, so it is the only technique for which it is possible to know the sensitivity, specificity, and radiation dose delivered. This article describes the principles underlying the way breast tomosynthesis works and the techniques used for image acquisition and reconstruction. It also summarizes the main results obtained in clinical studies, which generally show that breast tomosynthesis increases the breast cancer detection rate while decreasing the recall rate and number of biopsies taken. The protocol for breast tomosynthesis approved by the Food and Drug Administration (USA) consists of two conventional mammography projections for each breast and two tomosynthesis projections for each breast. This means multiplying the risks of inducing cancer and death associated with 2 D mammography by a factor between 2 and 3 (2.6-3.3 and 0.7-0.9 per 100,000 women exposed when 50 years old, respectively). The protocol for breast tomosynthesis examinations is one of the aspects that is essential to determine when including tomosynthesis in screening programs and routine breast imaging. © 2013 SERAM. Published by Elsevier España, S.L. All rights reserved.

Introducción La mamografía tiene hasta la fecha un papel esencial y ampliamente reconocido en el diagnóstico de las enfermedades mamarias y, fundamentalmente, en la detección precoz del cáncer de mama. En un estudio recientemente publicado1 se indica una reducción en la mortalidad del 25% (intervalo de confianza del 95%: 13-36%) para las mujeres participantes en programas de detección precoz de 11 países europeos (incluida Espa˜ na) con edades comprendidas entre los 50 y 69 a˜ nos. El sobrediagnóstico se cifra en el 6,5% y la tasa de falsos positivos (FP) seguidos de una prueba no invasiva en mujeres sometidas a 10 cribados bianuales se estimó en un 17%. Este valor se reduce al 3% para el caso en que se haya realizado una prueba invasiva. El sobrediagnóstico y los FP comportan ansiedad en las mujeres que tienen además que verse sometidas a pruebas complementarias con sus correspondientes efectos adversos, así como un incremento de los costes2 . Los resultados relativos a los FP evidencian las limitaciones de la mamografía derivadas de la superposición de tejidos (ruido anatómico), que se produce al proyectar el volumen mamario sobre una imagen bidimensional, y del bajo contraste existente entre el tejido fibroglandular sano y el cáncer. La superposición tiene en ocasiones una apariencia parecido a las lesiones, originando FP, o puede obscurecer la presencia de lesiones reales, dando lugar a falsos negativos. Diversos estudios han puesto de relieve la importancia de la presencia del ruido anatómico en la visibilidad de ciertos cánceres (masas)3 . Esta situación es todavía más crítica en el caso de las mamas densas que, además, tienen asociado un riesgo mayor de desarrollo de un cáncer4 . La introducción de la mamografía digital (MD) basada en los detectores de panel plano (full field digital mammography [FFDM]) generó expectativas importantes dado

su amplio rango dinámico, mayor resolución en contraste y la posibilidad de procesar las imágenes mejorando la visibilidad de los detalles. En el ensayo realizado en EE. UU. para analizar la efectividad de estos sistemas Digital Mammographic Imaging Screening Trial (DMIST) se confirmó una mejora estadísticamente significativa en la detección del cáncer únicamente en mujeres con mamas densas, en la etapa pre o perimenopáusica y con edad inferior a los 50 a˜ nos5 . La MD ha significado por tanto una superación parcial de las limitaciones que origina la presencia de ruido estructural, y una de sus mayores aportaciones es la capacidad de generar imágenes digitales que pueden ser adecuadamente manipuladas y procesadas. El progreso habido en los detectores digitales, incrementando su velocidad de procesado, así como en los algoritmos de tratamiento de imágenes ha propiciado la aparición de nuevas tecnologías que se presentan muy prometedoras desde la perspectiva de la mejora de la sensibilidad y especificidad en la detección del cáncer. En este artículo especial se describen estas nuevas tecnologías (MD «estereoscópica», MD de realce de contraste intravenoso, tomografía computarizada de mama y tomosíntesis de mama) dedicando mayor espacio a la tomosíntesis de mama por tener en la actualidad una mayor implantación en el ámbito clínico. Una de las ventajas a˜ nadidas de estas técnicas es que se implementan en equipos de características muy parecidas a los mamógrafos actuales (con la excepción de la tomografía de mama), lo que posibilita seguir realizando exámenes mamográficos convencionales. El impacto en la calidad de imagen y en los valores de dosis de estas técnicas se discute tomando como referente los sistemas digitales del tipo FFDM (MD en adelante), ya que estas modalidades incorporan detectores de características parecidas. En mamografía el riesgo de

Nuevas tecnologías en mamografía y su impacto en los valores de dosis

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Tabla 1 Tolerancias de los valores de DG promedio por imagen y por examen (2 proyecciones/mama) en mGy, para los distintos espesores de PMMA y de mama equivalente Espesor PMMA; (cm) Espesor mama equivalente; (cm) DG/imagen; (mGy) DG/examen (2 proyecciones/mama); (mGy)

2,0 2,1 < 1,0 < 2,0

3,0 3,2 < 1,5 < 3,0

4,0 4,5 < 2,0 < 4,0

4,5 5,3 < 2,5 < 5,0

5,0 6 < 3,0 < 6,0

6,0 7,5 < 4,5 < 9,0

7,0 9,0 < 6,5 < 13,0

DG: dosis glandular; PMMA: polimetilmetacrilato. Fuente: Perry N et al.6 ; SEFM, SEPR y SERAM7 .

cáncer radioinducido se establece en función de la dosis glandular promedio, magnitud para la que se han establecido tolerancias (tabla 1)6,7 que son iguales para MD y para los sistemas que usan cartulina-película (sistemas analógicos). Sin embargo, los estudios comparativos entre mamografía analógica y MD8,9 muestran que las dosis impartidas en MD son, en promedio, un 25% más bajos (1,6 mGy para MD frente a 2,2 mGy con los sistemas analógicos). En los análisis comparativos hay que tener presente que las tolerancias se definen para la dosis por «imagen» y que los protocolos de adquisición de las nuevas tecnologías conllevan 2 o más proyecciones por cada proyección habitual en MD (cráneo-caudal [CC] o medio-lateral-oblícua [MLO]). Por tanto, resulta más lógico realizar las comparaciones entre valores de dosis por «examen» (las tolerancias multiplicadas por 2).

Nuevas tecnologías 2D En la mamografía digital estereoscópica (MDE) se presentan simultáneamente 2 imágenes que han sido adquiridas en 2 proyecciones ligeramente anguladas una con respecto a la otra (8-10◦ ) manteniendo la mama firmemente comprimida para evitar el movimiento. El observador analiza las imágenes utilizando gafas polarizadas de forma que con cada ojo solo puede percibir una de las 2 imágenes que le son presentadas. Esto posibilita distinguir la profundidad «relativa» y localizar con mayor precisión las estructuras aunque la imagen sigue siendo plana. Los resultados obtenidos en un estudio clínico reciente10 muestran que la especificidad de la MDE para la detección de las lesiones es superior a la de MD (91,2% frente al 87,8%), mientras que la sensibilidad es comparable. En este estudio, las 2 proyecciones requeridas se adquieren con los factores de exposición estándar. Esto significa que el «coste» en términos de dosis asociado a este examen puede duplicar el de la MD (una proyección) aunque la dosis por imagen se mantenga dentro de las tolerancias. En la actualidad esta técnica no está completamente comercializada y su introducción en la práctica clínica conlleva una formación especial por parte de los radiólogos encargados de la lectura de las imágenes, así como un dispositivo particular para visualizar las imágenes. En la «mamografía digital de realce de contraste intravenoso (iv)» (Contrast-Enhanced Mammography [CEM]) se inyecta a la paciente un agente de contraste yodado por vía intravenosa que, debido al proceso de angiogénesis, tendrá una mayor captación en el tejido tumoral. La CEM se realiza en las modalidades de sustracción temporal y energía dual (esta última denominada «mamografía espectral

con realce de contraste (MERC)»). En la primera modalidad, tras la inyección, se adquieren una serie de imágenes de alta energía en un periodo de tiempo determinado y para una única proyección (CC o MLO) a las cuales se les substrae una imagen máscara obtenida antes de inyectar el contraste. Esta técnica a˜ nade información funcional a la MD convencional, compitiendo con técnicas parecidas empleadas en el campo de la imagen por resonancia magnética presentando como ventajas una mayor resolución y un coste menor11 . En la segunda, tras la inyección del contraste, se adquieren secuencialmente 2 imágenes de alta (45-49 kV) y baja energía (26-31 kV) que a continuación se restan para evidenciar las áreas con una mayor concentración de yodo. Los resultados obtenidos en estudios recientes12,13 muestran un incremento de la sensibilidad en la detección de cánceres con las 2 modalidades (62% con CEM de sustracción temporal frente al 43% para MD y al 93% con MERC más MD frente al 78% solo con mamografía). La duración de la prueba (7 a 10 min en el caso de MERC) hace inviable el uso de CEM en el ámbito de los programas de detección precoz, quedando circunscrita al campo del diagnóstico o del seguimiento de aquellas pacientes con riesgo alto de desarrollar cáncer de mama. La dosis total asociada a las 2 imágenes requeridas en el examen de MERC es aproximadamente 1,2 veces12 la dosis de una MD simple (entre 0,7 y 3,6 mGy dependiendo del espesor y composición de la mama) aunque los protocolos de adquisición se han dise˜ nado para no superar dicho valor y son mejorables.

Nuevas tecnologías 3D El beneficio que aportan métodos tales como los ultrasonidos y la resonancia magnética sobre la mamografía se debe en parte a su carácter tomográfico, proporcionando imágenes de distintos planos de la mama. La aplicación de los métodos tomográficos basados en los rayos X ha resurgido como consecuencia del progreso habido en los detectores digitales. Modalidades tales como la tomografía computarizada y la tomosíntesis aplicadas a la mama han tenido un nos aunque desigual. avance muy importante en los últimos a˜ En la actualidad hay sistemas de tomosíntesis comercializados y esto ha favorecido el desarrollo de múltiples estudios clínicos con el objetivo de comparar su capacidad para la detección del cáncer frente a la MD, así como de analizar los beneficios-riesgos que comportaría su uso en los programas de diagnóstico precoz del cáncer de mama. Sin embargo, no hay sistemas de tomografía computarizada de mama en el mercado y los resultados más relevantes proceden de estudios llevados a cabo con 2 prototipos desarrollados en centros de investigación de EE. UU.14,15 .

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M. Chevalier del Rio Z

a

Z

Haz de rayos X

Haz de rayos X

b

Compresor Compresor

Tablero

Centro rotación

Tablero

Centro rotación Mama

Mama

Detector

Detector

Figura 1 A partir de las proyecciones obtenidas con distintos ángulos se realiza la reconstrucción de los planos (z1 , z2 , z3 ) en los que se visualizan con nitidez y de forma independiente cada una de las estructuras que están superpuestas en la imagen de proyección.

Tomografía computarizada de mama El sistema de tomografía computarizada de mama (BCT) tiene una disposición parecida a los equipos de estereotaxia de mesa prona. La paciente se coloca sobre una camilla que presenta una abertura por la que se introduce la mama que queda suspendida y sin comprimir entre el tubo de rayos X y el detector. Para adquirir las imágenes, el tubo y el detector giran alrededor de la mama en el plano horizontal y se obtienen imágenes en un barrido de 360◦ . El detector utilizado en los prototipos hasta ahora dise˜ nados16,17 es del tipo panel plano. El tubo de rayos X tiene el foco en una posición muy elevada y próxima a la parte inferior de la camilla para asegurar que el haz de radiación cubre toda la mama desde la parte más próxima a la pared torácica (axila y músculo pectoral) hasta el pezón. Este dise˜ no origina una geometría de haz de medio cono (cone beam breast CT [CBBCT])15 . El número de proyecciones que se obtienen varía entre 300 y 500 dependiendo del prototipo y el procedimiento tiene una duración entre 10 y 16 s. La reconstrucción de la imagen se realiza utilizando algoritmos parecidos a los usados en tomografía convencional empleando todas las proyecciones adquiridas y se obtienen unos 500 cortes que pueden presentarse en planos sagitales, transversales o coronales, así como en 3 D. La CBBCT proporciona información volumétrica de la mama, lo que permite una mejor visualización de su arquitectura. Las imágenes presentan una alta resolución espacial y de contraste mostrando más claramente las estructuras presentes en el parénquima mamario, reduciendo artefactos que pueden ser confundidos con lesiones15 . Los estudios comparativos entre CBBCT y MD utilizando imágenes obtenidas con pacientes reales con patologías mostraron igual capacidad de detección con ambos métodos18,19 . La CBBCT elimina la superposición de tejidos favoreciendo que las masas se visualicen más nítidamente lo que mejora su caracterización. Sin embargo, la detección de las microcalcificaciones es inferior y se ha demostrado que mejora cuando se utiliza

un tubo de rayos X que emita en modo pulsado y se seleccionan tensiones bajas (del orden de 50 kV)19 . La sensibilidad de los exámenes de BCT aumenta de forma muy importante inyectando contrastes yodados tal y como muestra un estudio19 en el que se comparó la detección de las lesiones con CBBCT con contraste frente a la mamografía convencional. Los resultados fueron superiores en el caso de las masas, no se observaron diferencias significativas con las lesiones benignas y las microcalcificaciones fueron mejor detectadas con mamografía. Los estudios dosimétricos llevados a cabo tanto con maniquíes y simulaciones de Monte Carlo16 como con pacientes en estudios preclínicos17 evidencian que las dosis totales impartidas con CBBCT están dentro del intervalo de valores asociados a los exámenes realizados con MD (2 proyecciones). En estos estudios se indica que en promedio la dosis asociada a CBBCT es 8,2 mGy frente a 6,1 mGy en MD (2 proy) (36% más altas en CBBCT). Estos valores no presentan diferencias significativas cuando se consideran únicamente mamas densas17 . La validez de estos resultados es limitada al haber sido obtenidos en estudios teóricos o con prototipos del sistema CBBCT.

Tomosíntesis de mama En la modalidad de tomosíntesis de mama (DBT)20 , el tubo de rayos X se mueve durante la exposición describiendo un arco alrededor de un centro de rotación localizado cerca del detector para adquirir un conjunto limitado de proyecciones con distintos ángulos mientras la mama permanece comprimida (fig. 1). El objetivo de la tomosíntesis es generar a partir de las distintas proyecciones un conjunto de cortes o planos paralelos al soporte de la mama (fig. 1) de forma que en cada uno de ellos se tenga un alto contraste de las estructuras en el contenidas (en foco) y desenfocadas todas aquellas que se encuentren en planos por encima o por debajo reduciendo de esta forma el ruido anatómico21 . El ángulo de barrido (␾ en fig. 2) o tomográfico (ángulo total descrito por el tubo) es limitado y varía entre los

Nuevas tecnologías en mamografía y su impacto en los valores de dosis Haz de rayos X incidente

Z z1 z2 z3

Planos de enfoque

Imagen de proyección

Figura 2 Geometrías de adquisición en tomosíntesis con movimiento isocéntrico. a) Movimiento isocéntrico parcial con el detector estacionario y el tubo rotando alrededor de un punto. b) Movimiento isocéntrico total: el detector y el tubo rotan alrededor de un eje común y en sentidos opuestos.

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distintos fabricantes (11-50◦ ) quedando agrupados en sistemas de ángulo ancho (> 15◦ ) o estrecho (≤ 15◦ ) (tabla 2). Las distintas proyecciones pueden ser adquiridas en modo de «step and shoot» o contínuo. En el primer modo, el tubo se detiene para realizar cada exposición lo que puede originar un alargamiento de los tiempos de exposición favoreciendo el desenfoque o indefinición de la imagen por movimiento de la paciente. En el modo continuo, se realizan una serie de exposiciones de corta duración (pulsos) mientras el tubo se desplaza sin interrupción. En esta modalidad, los tiempos de exposición son más cortos minimizando el efecto del movimiento de la paciente pero, sin embargo, el movimiento continuo del foco puede introducir indefinición en la imagen. Las diferentes proyecciones se adquieren con una exposición baja y con el tubo situado en una serie de posiciones angulares fijas que pueden estar o no igualmente espaciadas. El número total de proyecciones es muy variable entre los distintos sistemas (tabla 2) y pueden adquirirse en cualquiera de las proyecciones utilizadas en mamografía convencional (CC o MLO). Un parámetro de importancia es la duración total del examen de tomosíntesis que oscila entre 4 y 25 s dependiendo del fabricante (tabla 2). Durante la tomosíntesis, la exposición que llega al detector asociada con cada proyección es muy baja. Esto da lugar

Tabla 2 Especificaciones técnicas más relevantes de los sistemas para tomosíntesis de mama de diversos fabricantes. Las especificaciones técnicas aquí listadas están sujetas a cambios debido a lo novedoso de la técnica Fabricante

GE

Hologic Selenia Dimensions

IMS Giotto TOMO

Phillips MicroDose Siemens MAMMOMAT Inspiration

Fujifilm Amulet Innovality

Ánodo/filtro

Mo/Mo, Mo/Rh, Rh/Rh Ioduro de Cesio

W/Al

W/Rh W/Ag

W/Al

W/Rh

Selenio amorfo

Selenio amorfo

Recuento fotones Selenio amorfo

100

70

85

50

85

Selenio amorfo y matriz de TFT hexagonal 50

Step and shoot 7s [12,5◦ +12,5◦ ] 9

Continuo

Step and shoot

Continuo

Continuo

Continuo

3,7 s [7,5◦ +7,5◦ ]

12 s [-20◦ , +20◦ ]

3-10 s [-5,5◦ , +5,5◦ ,]

< 25 s [-25◦ , +25◦ ]

15

13

21

25

[-7,5◦ , +7,5◦ ]; [-20◦ , +20◦ ] 15

1

1

1

1

1

Detector

Pixel detector (␮m) Movimiento tubo RX Tiempo de barrido Intervalo angular

N◦ de proyecciones Anchura corte 0.5 (mm) mAs/proyeccióna Variable Dosis glandularb —

Estado de desarrollo

Sistema Comercial

Uniforme Variable — 2,3 mGy — (promedio para 1900 imágenes, espesor promedio: 6.1±1.4 cm) Sistema comercial Sistema comercial Prototipo

W/Rh

Uniforme Uniforme 1 --- 2 mGy (5 cm, — preferencia usuario)

Sistema Comercial Sistema Comercial

Fuente: Sechopoulos I.20 . a mAs/proyección variable: la dosis no se reparte por igual entre proyecciones; mAs/proyección uniforme: la dosis se reparte por igual entre proyecciones. b Valores aportados por el fabricante.

30 a un incremento del ruido en la imagen y para reducirlo se ha optado por retirar la rejilla antidifusora durante el examen. Como alternativa para reducir la radiación dispersa, el detector se aleja ligeramente del soporte de la mama y/o se utilizan algoritmos que simulan el efecto de la rejilla22 . El detector de la imagen debe tener por tanto una eficiencia de detección cuántica (DQE) alta y un ruido bajo dado los valores reducidos de la exposición sobre el detector. Ha de presentar una alta velocidad de lectura o transferencia de los datos (fracción de segundo) debido a que la tasa de adquisición de imágenes es grande (aproximadamente una por segundo). Por último, su tama˜ no ha de ser lo suficientemente grande (24 × 30) para poder registrar la imagen completa de la mama con las proyecciones de mayor ángulo y su distorsión ha de ser mínima. Todos los detectores matriciales o de FFDM que se utilizan actualmente en los sistemas de MD cumplen con estos requisitos (tabla 2). En algunos sistemas, el detector permanece estacionario durante la adquisición de las imágenes (fig. 2a) y, en otros, rota de forma sincronizada con el tubo de rayos X (fig. 2b). La compresión de la mama sigue siendo un elemento esencial para reducir las dosis, la radiación dispersa y el movimiento de la paciente aunque puede reducirse ligeramente ya que la superposición de estructuras no es determinante en los exámenes tomográficos23 . El proceso de reconstrucción de los planos tiene una gran trascendencia en la calidad de la imagen y en la presencia de artefactos. El algoritmo típico empleado en tomosíntesis, denominado «Shift and Add»21,24 , tiene limitaciones importantes desde el punto de vista de la calidad de imagen en la tomosíntesis de mama. En la mayoría de los sistemas se emplea el algoritmo Filtered Backprojection tradicionalmente usado en tomografía computarizada. No obstante, se están desarrollando numerosas investigaciones para adaptar otros algoritmos a los sistemas de DBT como son los de tipo iterativo21 o para dise˜ nar nuevos que superen las limitaciones de los ya existentes. Una descripción detallada de estas técnicas puede encontrarse en un trabajo reciente de Sechopoulos25 . Los planos reconstruidos suelen tener un espesor típico de 1 mm, de forma que para una mama de 5 cm se obtendrán 50 planos26,27 . Debido al intervalo angular relativamente estrecho utilizado en DBT, es muy frecuente la aparición de artefactos. El más común se debe a la presencia repetida y desplazada de objetos de alto contraste localizados en planos adyacentes («pila de monedas»). Las técnicas de procesado de la imagen aplicadas para eliminar artefactos o ruido y mejorar la visibilidad de las microcalcificaciones resultan por tanto de la máxima importancia28,29 .

Calidad de imagen: factores técnicos La calidad de imagen de los sistemas de DBT es el resultado del compromiso de una serie de factores dependientes de la geometría del sistema, de las características del detector, de la selección de los parámetros para la adquisición y reconstrucción de las imágenes y de las dosis. El ángulo tomográfico determina el espesor de los planos o cortes, es decir, la resolución en profundidad (eje z en figs. 1 y 2), así como la resolución en cada plano reconstruido. Como regla general, cuando el ángulo de barrido es ancho aumenta

M. Chevalier del Rio la resolución en profundidad (z) y la separación de las estructuras que están superpuestas. Sin embargo, la resolución en cada plano o corte es peor debido a que la mayor oblicuidad del haz produce un incremento en la penumbra. El número de proyecciones influye en la resolución en profundidad (mejora con dicho número) y en el ruido de los planos reconstruidos que disminuye cuanto mayor es el número de proyecciones utilizadas en la reconstrucción. Por contra, las dosis impartidas aumentan con este parámetro. Por otro lado, un número demasiado bajo puede resultar en un barrido incompleto de la mama y en la aparición de artefactos debidos una reconstrucción sin suficientes datos30 . Los valores óptimos para el ángulo de barrido y el número de proyecciones varían en función de la tecnología concreta y también del tipo de lesión29,31 . La detección de las masas está enormemente limitada por el ruido estructural y un ángulo de barrido ancho favorece su visibilidad al mejorar la resolución entre planos. En principio, la detección de las microcalcificaciones está determinada en gran parte por el ruido cuántico y el ruido debido al detector y, por ello, el número de proyecciones influye en su percepción. Dependiendo del ángulo de barrido, existe un valor umbral para el número de proyecciones por encima del cuál la calidad de la imagen se mantiene constante y no tiene sentido el aumentarlo32 . En la indefinición de las microcalcificaciones influyen otros factores además del ruido como son el propio movimiento del tubo de rayos X, los tiempos de adquisición largos y el tama˜ no de pixel del detector. La optimización de los parámetros de adquisición continúa siendo un campo de investigación importante. Calidad de imagen: resultados clínicos En los primeros ensayos clínicos realizados con prototipos de equipos de DBT se evidenció una mejora en la detección de las lesiones y en su caracterización frente a la MD, lo que se podría traducir en una reducción de las rellamadas y, potencialmente, del número de biopsias33 . En los últimos a˜ nos, con la comercialización de algunos sistemas, estos ensayos se han extendido. Hay que se˜ nalar que la práctica totalidad de las investigaciones realizadas han sido promovidas por las empresas fabricantes lo que hace difícil poder generalizar debido a que la calidad de imagen es altamente dependiente de la geometría del sistema, del modo de adquisición de las imágenes, de las características del detector y de las técnicas de reconstrucción. La capacidad de la DBT de reducir la superposición de tejidos es particularmente importante en el caso de las mamas heterogéneamente densas cuya anatomía puede visualizarse de forma más nítida analizando los distintos planos o cortes. Igualmente, la forma y los márgenes de lesiones benignas tales como quistes o fibroadenomas se delimitan mejor en los planos reconstruidos. Otra consecuencia importante de la eliminación del solapamiento de estructuras es la reducción de la tasa de rellamadas debidas a FP (fig. 3). Los porcentajes de reducción varían mucho entre los distintos estudios estimándose en promedio en un 35% (15-85%)34---37 . También se evidencia una mayor seguridad del radiólogo en el diagnóstico que influye en la disminución de la tasa de rellamadas38 . En relación con las lesiones malignas, se logra una mejor objetivación de las distorsiones arquitecturales y las masas son mejor detectadas y caracterizadas con la DBT al poder

Nuevas tecnologías en mamografía y su impacto en los valores de dosis

Slice 14

22

31

30

2D

Figura 3 En la imagen 2 D se aprecia una lesión potencial en la región subaerolar de la mama que no se aprecia en los sucesivos cortes (izq.). La mejora en la delimitación de los márgenes de las lesiones puede apreciarse comparando la imagen 2 D y el corte tomográfico (dcha.). Fuente: cortesía de Hologic® Inc.

analizarse una mayor proporción de su perímetro34,39,40 siendo este un elemento esencial para discriminar entre lesiones benignas o malignas. Las calcificaciones de tipo benigno (fibroadenomas antiguos calcificados, calcificaciones de secreción láctea, etc.) son claramente delineadas con la DBT. Sin embargo, hay mucho menos acuerdo en lo que se refiere a la detección y caracterización de las microcalcificaciones de tipo maligno, encontrándose conclusiones contradictorias debido esencialmente a diferencias en el dise˜ no de los distintos sistemas y en los algoritmos de reconstrucción28,29,34,41 . En DBT, se utilizan planos de muy poco grosor (1 mm) para examinar la mama y esto repercute en la visualización del agrupamiento de microcalcificaciones. Este problema ha sido resuelto facilitando el poder unir varios planos (maximum intensity projection [MIP]) y obtener un corte de espesor mayor, por ejemplo de 1 cm, en el que poder analizar la existencia del agrupamiento. Al igual que en los estudios de TC, la mayor parte de los ensayos clínicos coinciden en que las microcalcificaciones son mejor visualizadas en las imágenes de mamografía convencionales. Debido a ello, un número importante de investigaciones indican que la sensibilidad y especificidad incrementan de forma notable cuando MD y DBT se utilizan de forma conjunta36,42---45 . La tomosíntesis significa un avance notable en la mejora de la calidad de imagen de la mama. Sin embargo, hay una serie de aspectos importantes que todavía no están completamente clarificados y que han de ser investigados con mayor profundidad. Uno de estos aspectos es el protocolo de examen a seguir en DBT. En teoría, un examen simple de tomosíntesis en proyección CC o MLO (esta última sería la proyección sobre la que existe un mayor acuerdo) debería ser suficiente para obtener un diagnóstico completo, así como para asegurar la correcta localización de las lesiones. Sin embargo, en distintos estudios se han encontrado diferencias en la visibilidad y detección de las lesiones en función de la proyección, con porcentajes que están entre el 8 y el 9% en los que la lesión solo se detectó en una de las proyecciones CC o MLO46,47 . Recientemente se han publicado los resultados de un estudio retrospectivo realizado con 185 pacientes de las cuáles 89 tenían cáncer y el resto presentaban lesiones benignas48 . El estudio concluye que la DBT con una proyección (MLO) presenta una sensibilidad del 90% frente al 79% de la mamografía convencional con

2 proyecciones. En otro estudio de características similares en cuanto al tipo de pacientes reclutado, se compararon la sensibilidad y especificidad de la mamografía con 2 proyecciones y la combinación de una DBT con una proyección (MLO) y la mamografía con una sola proyección (CC). Se concluye que la sensibilidad y especificidad resultante de la combinación de modalidades no es inferior a las de la mamografía de 2 proyecciones y que la combinación tiene una especificidad más alta para las lesiones benignas49 . Los resultados de todas estas investigaciones hacen que exista una falta de consenso en el número de proyecciones que ha de componer un examen rutinario de DBT. Otro aspecto importante es el tiempo necesario para la lectura de los exámenes de tomosíntesis. El número de imágenes de un examen depende del espesor de mama y del espesor del corte. El examen de una mama de 5 cm conlleva 50 imágenes si el corte es de 1 mm y solo se hace una proyección. Este número se duplica si se realizan 2 proyecciones y, si se consideran las 2 mamas, el número total sería de 200 imágenes. En los primeros estudios no se encontraron diferencias en los tiempos empleados en las lecturas de los exámenes de DBT y mamografía convencional50,51 . Los ensayos clínicos más recientes aportan resultados opuestos, con tiempos de lectura de los exámenes de tomosíntesis que superan en un 70% a los empleados en mamografía convencional52,53 . Los tiempos de lectura también dependen de la experiencia del radiólogo en examinar las imágenes de tomosíntesis42 . La inclusión de la DBT en los programas de cribado poblacionales o como examen rutinario ha sido analizada en una serie de investigaciones que tenían como objetivo comparar la sensibilidad y especificidad de la DBT sola y la DBT como prueba a˜ nadida o complementaria de la mamografía convencional. En investigaciones38,54 realizadas con pacientes que presentaban lesiones no se encontraron diferencias significativas en la sensibilidad de la DBT sola o en combinación con la MD. Sin embargo, hay otros trabajos como el recientemente publicado por Skaane et al.36 y Andersson et al.55 , que sugieren resultados opuestos. Este último se basa en un estudio prospectivo en el que se han analizado más de 12.000 exámenes encontrándose que la tasa de detección de cáncer aumenta de 6 a 8 por mil (27%) cuando se realiza el examen de MD junto con DBT. El número de cánceres invasivos detectados aumentó en un 40%. Estos resultados coinciden

32 con los presentados por la empresa fabricante de un sistema DBT en su solicitud de aprobación a la Food and Drug Administration (FDA)56 . En función de estos resultados, la FDA aprobó el protocolo para realizar exámenes de tomosíntesis basado en la combinación de la MD con 2 proyecciones con la tomosíntesis con 2 proyecciones. Este protocolo garantiza además una mayor sensibilidad en la detección de las microcalcificaciones que según indican estos estudios son mejor visualizadas en las imágenes mamográficas convencionales. Valores de dosis en tomosíntesis Los exámenes de tomosíntesis están en principio dise˜ nados para que la suma de las dosis impartidas en todas las proyecciones correspondientes a una tomosíntesis simple sea equivalente a la dosis asociada a una o 2 proyecciones de mamografía convencional. Este aspecto ha sido comprobado en varios estudios dosimétricos con muestras de pacientes y también utilizando maniquíes57---59 . La dosis glandular de un examen de tomosíntesis simple (un barrido por mama) de una mama de aproximadamente 5 cm de espesor (mama estándar) oscila entre 1,42 mGy y 2,3 mGy, siendo el valor más frecuente 2,1 mGy. El valor de dosis glandular asociado a un examen de MD (2 proyecciones) para una mama de igual espesor es aproximadamente 3 mGy que es superior a la dosis debida a la tomosíntesis simple. Hasta la fecha, la mayor parte de los ensayos clínicos, entre ellos el hecho por Skaane et al.36 con un número muy elevado de pacientes, sugieren la necesidad de hacer ambos exámenes, tomosíntesis (3 D) y mamografía (2 D), de forma conjunta. Además, como ya se ha indicado, la aprobación de la FDA para el uso clínico de un sistema de tomosíntesis comercializado exige la combinación del examen de MD y de tomosíntesis (3 D) con 2 proyecciones por mama para cada técnica. De acuerdo con esto, una estimación grosera de la dosis glandular por mama impartida en un examen de tomosíntesis con este protocolo sería de 7,2 mGy/mama (dosis 2 D: 3 mGy/mama y dosis 3 D: 4,3 mGy/mama) que, significa multiplicar por 2,5 los riesgos atribuibles de incidencia de cáncer de mama y mortalidad (2,6-3,3 y 0,7-0,9 por 100.000 mujeres respectivamente para las mujeres que fueron expuestas a los 50 a˜ nos)60 . La generación de una imagen 2 D sintética a partir de las proyecciones adquiridas con DBT se presenta como una posible solución a la necesidad de disponer de la imagen 2 D y significaría una reducción importante de las dosis impartidas (30% aproximadamente). Los resultados publicados inicialmente sobre la sensibilidad y especificidad de la imagen sintética frente a la MD61 no mostraban una total equivalencia entre ambos tipos de imágenes. Los algoritmos de construcción de esta imagen han sido optimizados a lo largo del presente a˜ no alcanzando la aprobación de la FDA tras un estudio clínico que ha puesto de manifiesto una capacidad igual e incluso superior en algunos casos para la detección de lesiones usando la imagen sintética (C-View)62 .

Conclusiones Las nuevas tecnologías 2 D y 3 D hasta aquí descritas abren perspectivas de futuro importantes en el diagnóstico del cáncer de mama. Algunas de las modalidades 2 D descritas compiten con otras no basadas en el uso de radiaciones

M. Chevalier del Rio ionizantes como la RM. Se requiere por ello una investigación mayor en el modo de aplicación de estas metodologías para demostrar su superioridad en cuanto a sensibilidad y especificidad en la detección del cáncer. Las tecnologías 3 D, esencialmente la DBT, han experimentado un desarrollo importante que ha hecho posible su comercialización e instalación en el ámbito clínico. Sin embargo, no todos los problemas están resueltos. Es necesario todavía establecer los protocolos de exámen con DBT (¿una proyección, 2 proyecciones, DBT más mamografía 2D?) ya que afectan tanto a su capacidad para poner de manifiesto la presencia de lesiones como a las dosis impartidas que hoy por hoy pueden llegar a ser excesivamente altas. Por otro lado, las diferencias en las tecnologías de los distintos sistemas de tomosíntesis que progresivamente se están comercializando pueden producir resultados diferentes a la hora de definir los protocolos de examen aunque todavía no existen datos concluyentes. A excepción de la tomosíntesis, es difícil obtener conclusiones sobre el impacto en los valores de dosis de las nuevas modalidades por no estar suficientemente extendidas. Hasta ahora los datos existentes provienen de estudios preclínicos o clínicos hechos o impulsados por los propios fabricantes. Es importante evaluar las dosis fuera de ese marco, una vez que estas nuevas técnicas formen parte de la actividad rutinaria y por físicos médicos independientes de posibles intereses comerciales.

Conflicto de intereses La autora declara no tener ningún conflicto de intereses.

Bibliografía 1. Njor S, Nyström L, Moss S, Paci E, Broeders M, Segnan N, et al., Euroscreen Working Group. Breast cancer mortality in mammographic screening in Europe: A review of incidence-based mortality studies. J Med Screen. 2012;19:33---41. 2. Álvarez Benito M, Segura Benedicto A. Programas de cribado mamográfico: ¿los beneficios justifican los riesgos? Rev Fis Med. 2011;12:119---22. 3. Burgess AE, Jacobson FL, Judy PF. On the difficulty of detecting tumors in mammograms. En: Proceedings of the 17th International Conference on Information Processing. London: Springer; 2001. p. 1---11. 4. Boyd NF, Martin LJ, Yaffe MJ, Minkin S. Mammographic density and breast cancer risk: Current understanding and future prospects. Breast Cancer Res. 2011;13:223. 5. Pisano ED, Gatsonis C, Hendrick E, Yaffe M, Baum JK, Acharyya S, et al. Diagnostic performance of digital versus film mammography in breast-cancer screening. N Engl J Med. 2005;353:1773---83. 6. Comunidad Europea. European protocol for the quality control of the physical and technical aspects of mammography screening. En: Perry N, Broeders M, de Wolf C, Törnberg S, Holland R, von Karsa L, editors. European guidelines for quality assurance in breast cancer screening and diagnosis. 4 th edition. Chapter 2. Luxemburgo: European Communities; 2006. p. 57-165. 7. SEFM, SEPR y SERAM, Equipos de mamografía. En: Protocolo espa˜ nol de control de calidad en radiodiagnóstico. Revisión 2011. Cap. 3. Madrid: Senda Editorial, SA; 2012. p. 77-132. 8. Hendrick RE, Pisano ED, Averbukh A, Moran C, Berns EA, Yaffe MJ, et al. Comparison of acquisition parameters and breast dose in digital mammography and screen-film

Nuevas tecnologías en mamografía y su impacto en los valores de dosis

9.

10.

11.

12.

13.

14.

15.

16.

17.

18.

19.

20. 21.

22.

23.

24.

25.

26. 27.

mammography in the American College of Radiology Imaging Network digital mammographic imaging screening trial. AJR Am J Roentgenol. 2010;194:362---9. Gennaro G, di Maggio C. Dose comparison between screen/film and full-field digital mammography. Eur Radiol. 2006;16:2559---66. D’Orsi CJ, Getty DJ, Pickett RM, Sechopoulos I, Newell MS, Gundry KR, et al. Stereoscopic Digital Mammography: Improved specificity and reduced rate of recall in a prospective clinical trial. Radiology. 2013;266:81---8. Jong RA, Yaffe MJ, Skarpathiotakis M, Shumak RS, Danjoux NM, Gunesekara A, et al. Contrast enhanced digital mammography: Initial clinical experience. Radiology. 2003;228: 842---50. Dromain C, Thibault F, Diekmann F, Fallenberg EM, Jong RA, Koomen M, et al. Dual-energy contrast-enhanced digital mammography: Initial clinical results of a multireader, multicase study. Breast Cancer Res. 2012;14:R94. Diekmann F, Freyer M, Diekmann S, Fallenberg EM, Fischer T, Bick U, et al. Evaluation of contrast-enhanced digital mammography. Eur J Radiol. 2011;78:112---21. Ning R, Tang X, Conover D, Yu R. Flat panel detector-based cone beam computed tomography with a circle-plus-two-arcs data acquisition orbit: Preliminary phantom study. Med Phys. 2003;30:1694---705. Boone JM, Kwan AL, Yang K, Burkett GW, Lindfors KK, Nelson TR. Computed tomography for imaging the breast. J Mammary Gland Biol Neoplasia. 2006;11:103---11. Boone JM, Nelson TR, Lindfors KK, Seibert JA. Dedicated breast CT: Radiation dose and image quality evaluation. Radiology. 2001;221:657---67. O’Connell A, Conover DL, Zhang Y, Seifert P, Logan-Young W, Lin CF, et al. Cone-beam CT for breast imaging: Radiation dose, breast coverage, and image quality. AJR Am J Roentgenol. 2010;195:496---509. O’Connell AM, Kawakyu-O’Connor D. Dedicated Cone-beam Breast Computed Tomography and Diagnostic Mammography: Comparison of Radiation Dose, Patient Comfort, and Qualitative Review of Imaging Findings in BI-RADS 4 and 5 Lesions. J Clin Imaging Sci. 2012;2:7. Lindfors KK, Boone JM, Newell MS, D’Orsi CJ. Dedicated breast CT: The optimal cross sectional imaging solution? Radiol Clin North Am. 2010;48:1043---54. Sechopoulos I. A review of breast tomosynthesis. Part I. The image acquisition process. Med Phys. 2013;40:014301. Dobbins J, Godfrey D. Digital x-ray tomosynthesis: Current state of the art and clinical potential. Phys Med Biol. 2003;48:R65---106. Wu G, Mainprize JG, Boone JM, Yaffe MJ. Evaluation of scatter effects on image quality for breast tomosynthesis. Med Phys. 2009;36:4425---32. Förnvik D, Andersson I, Svahn T, Timberg P, Zackrisson S, Tingberg A. The effect of reduced breast compression in breast tomosynthesis: Human observer study using clinical cases. Radiat Prot Dosim. 2010;139:118---23. Park JM, Franken Jr EA, Garg M, Fajardo LL, Niklason LT. Breast tomosynthesis: Present considerations and future applications. Radiographics. 2007;27:S231---40. Sechopoulos I. A review of breast tomosynthesis. Part II. Image reconstruction, processing and analysis, and advanced applications. Med Phys. 2013;40:014302. Smith A. Full field breast tomosynthesis. Radiol Manage. 2005;27:25---31. National Health Service Breast Screening Program (NHSBSP). Digital Breast Tomosynthesis. Publicacion N.◦ 69, 2010 [consultado Sep 2010]. Disponible en: http://www.cancerscreening. nhs.uk/breastscreen/publications/nhsbsp69.html

33

28. Sidky EY, Pan X, Reiser IS, Nishikawa RM, Moore RH, Kopans DB. Enhanced imaging of microcalcifications in digital breast tomosynthesis through improved image-reconstruction algorithms. Med Phys. 2009;36:4920---32. 29. Lu Y, Chan HP, Wei J, Goodsitt M, Carson PL, Hadjiiski L, et al. Image quality of microcalcifications in digital breast tomosynthesis: Effects of projection-view distributions. Med Phys. 2011;38:5703---12. 30. Ren B, Wu T, Smith A. The dependence of tomosynthesis imaging performance on the number of scan projections. En: Astley SM, Brady M, Rose C, Zwiggelaar R, editors. IWDM 2006. LNCS 4046. Berlin Heidelberg: Springer-Verlag; 2006. p. 517-524. 31. Fajardo LL, Yang L, Park J M. Comparison of 15(and 30(Angle Acquisition Digital Breast Tomosynthesis for Visualization and Characterization of Breast Abnormalities. En: Maidment ADA, Bakic PR, Gavenonis S, editors. IWDM 2012. LNCS 7361. Berlin Heidelberg; Springer-Verlag; 2012. p. 369-376. 32. Sechopoulos I, Ghetti C. Optimization of the acquisition geometry in digital tomosynthesis of the breast. Med Phys. 2009;36:1199---207. 33. Niklason LT, Christian BT, Niklason L, Kopans DB, Castleberry DE, Opsahl-Ong BH, et al. Digital tomosynthesis in breast imaging. Radiology. 1997;205:399---406. 34. Poplack SP, Tosteson TD, Kogel CA, Nagy HM. Digital breast tomosynthesis: Initial experience in 98 women with abnormal digital screening mammography. Am J Roentgenol. 2007;189:616---23. 35. Moore R, Kopans DB, Rafferty EA, Georgian-Smith D, Hitt RA, Yeh ED. Initial callback rates for conventional and digital breast tomosynthesis mammography in the screening setting. Proceedings of the Radiological Society of North America annual meeting. Chicago, IL: Radiological Society of North America; 2007. p. 381. 36. Skaane P, Bandos AI, Gullien R, Eben EB, Ekseth U, Haakenaasen U, et al. Comparison of digital mammography alone and digital mammography plus tomosynthesis in a population-based screening program. Radiology. 2013;267:47---56. 37. Bernardi D, Ciatto S, Pellegrini M, Tuttobene P, Fanto’ C, Valentini M, et al. Prospective study of breast tomosynthesis as a triage to assessment in screening. Breast Cancer Res Treat. 2012;133:267---71. 38. Gennaro G, Toledano A, di Maggio C, Baldan E, Bezzon E, la Grassa M, et al. Digital breast tomosynthesis versus digital mammography: A clinical performance study. Eur Radiol. 2010;20:1545---53. 39. Helvie MA. Characterization of benign and malignant breast masses by digital breast tomosynthesis mammography. En: Proceedings of the Radiological Society of North America annual meeting. Chicago, IL: Radiological Society of North America; 2008. p. 381. 40. Rafferty EA, Kopans DB, Georgian-Smith D. Comparison of fullfield digital tomosynthesis and conventional two view screen film mammography in lesion detection and assessment of lesion conspicuity. Oral presentation to RSNA, 2003, Chicago, Illinois, USA. 41. Kopans D, Gavenonis S, Halpern E, Moore R. Calcifications in the breast and digital breast tomosynthesis. Breast J. 2011;17:638---44. 42. Smith AP, Rafferty EA, Niklason L. Clinical performance of breast tomosynthesis as a function of radiologist experience level. En: En: Krupinski EA. editors. IWDM 2008: LNCS 5116. SpringerVerlag Berlin Heidelberg; 2008. p. 61---6. 43. Michell MJ, Wasan RK, Iqbal A, Peacock C, Evans DR, Morel JC. Two-view 2 D digital mammography versus one-view digital breast tomosynthesis. Breast Cancer Res. 2010;12 Suppl 3:3.

34 44. Gur D, Bandos AI, Rockette HE, Zuley ML, Sumkin JH, Chough DM, et al. Localized detection and classification of abnormalities on FFDM and tomosynthesis examinations rated under an FROC paradigm. Am J Roentgenol. 2011;196:737---41. 45. Martínez P, García Lallana A, Sainz Mendiguren R, Minguillon C, Pina L. The role of breast tomosynthesis combined with digital mammography. Presentación oral en European Congress of Radiology. 2012, SS 602 Tomosynthesis and FFDM. 46. Rafferty E, Niklason L, Jameson-Meehan L. Breast tomosynthesis: one view or two? Presentación oral en Radiological Society of North American. Annual Meeting. Chicago, IL, 2006. 47. Baker JA, Lo JY. Breast tomosynthesis: State-of-the-art and review of the literature. Acad Radiol. 2011;18:1298---310. 48. Svahn TM, Chakraborty DP, Ikeda D, Zackrisson S, Do Y, Mattsson S, et al. Breast tomosynthesis and digital mammography: A comparison of diagnostic accuracy. Br J Radiol. 2012;85:e1074e1082. 49. Gennaro G, Hendrick RE, Ruppel P, Chersevani R, di Maggio C, la Grassa M, et al. Performance comparison of single-view digital breast tomosynthesis plus single-view digital mammography with two-view digital mammography. Eur Radiol. 2013;23:664---72. 50. Kopans D, Moore R. Digital breast tomosynthesis (DBT) NCI 3000Women Trial. Presentación oral en Radiological Society of North America, 2009. Chicago. Sesión Científica SSE01-02. Breast Imaging. 51. Moore R, Levy A, Stewart A, Kopans D. Reading behavior for screening digital breast tomosynthesis (DBT) compared to conventional 2 D mammography (CM). Presentation Oral en RSNA, 2006, Chicago, Illinois, USA. 52. Gur D, Abrams GS, Chough DM, Ganott MA, Hakim CM, Perrin RL, et al. Digital breast tomosynthesis: Observer performance study. AJR Am J Roentgenol. 2009;193:586---91. 53. Good WF, Abrams GS, Catullo VJ, Chough DM, Ganott MA, Hakim CM, et al. Digital breast tomosynthesis: A

M. Chevalier del Rio

54. 55.

56.

57.

58.

59.

60. 61.

62.

pilot observer study. AJR Am J Roentgenol. 2008;190: 865---9. Teertstra HJ. Breast tomosynthesis in clinical practice: Initial results. Eur Radiol. 2010;20:16---24. Andersson I, Ikeda DM, Zackrisson S, Ruschin M, Svahn T, Timberg P, et al. Breast tomosynthesis and digital mammography: A comparison of breast cancer visibility and BIRADS classification in a population of cancers with subtle mammographic findings. Eur Radiol. 2008;18:2817---25. Chakrabarti K, Ochs R, Pennello G, Samuelson FFDA. executive summary: Meeting of the radiological devices advisory panel. Gaithersburg, MD: Food and Drug Administration; 2010. Feng SS, Sechopoulos I. Clinical digital breast tomosynthesis system: Dosimetric characterization. Radiology. 2012;263: 35---42. Dance DR, Strudley CJ, Young KC, Oduko JM, Whelehan PJ, Mungutroy EHL. Comparison of Breast Doses for Digital Tomosynthesis Estimated from Patient Exposures and Using PMMA Breast Phantoms. En: Maidment ADA, Bakic PR, Gavenonis S, editors. IWDM 2012. LNCS 7361. Berlin Heidelberg: SpringerVerlag; 2012. p. 316-321. Chevalier M, Castillo M, Calzado A, Valverde J. Breast doses for tomography examinations: a pilot study. En: Proceedings of the International Conference on Radiation Protection in Medicine Setting the Scene for the Next Decade. IAEA editors. Bonn; 2012. Hendrick RE. Radiation doses and cancer risks from breast imaging studies. Radiology. 2010;257:246---53. Gur D, Zuley ML, Anello MI, Rathfon GY, Chough DM, Ganott CM, et al. Dose reduction in digital breast tomosynthesis (DBT) screening using synthetically reconstructed projection images: An observer performance study. Acad Radiol. 2012;19: 166---71. Food and Drud Administration. P080003/S001 Hologic Selenia Dimensions C-View Software Module FDA Panel Pack. Sponsor Executive Summary. 2013.