Mammográfia technikai vonatkozásai

A RadiWiki wikiből

Tartalomjegyzék 1 TÖRTÉNETI ELŐZMÉNYEK 2 A kezdetek 3 1960-as évek 4 1970-es évek 5 A MAMMOGRÁFIÁS GENERÁTOR 6 kVp 7 Expozíciós idő, mA, mAs 8 Automatikus expozíció kontroll (AEC) 9 A röntgencső 10 Anódsarok effektus 11 Katód 12 Anód konfiguráció 13 Az anód anyaga 14 Szűrés 15 Nagyított felvételek 16 KIEGÉSZÍTŐ ESZKÖZÖK 17 Rácsok 18 Kompressziós eszköz 19 Kazetták 20 Erősítőernyők 21 Film 22 Erősítőernyő-film kombinációk 23 Felbontás 24 Minőségbiztosítás 25 Digitális mammográfia

TÖRTÉNETI ELŐZMÉNYEK

A történeti előzmények ismertetését mammográfia esetén azért tartjuk fontosnak, mivel a korszerű készülékek technikai felépítése, valamint a vizsgálati módszerek mikéntje könnyen érthetővé válik a technikai fejlődés tükrében. A mammográfia manapság az egyik legkritikusabb és legigényesebb röntgen-vizsgálati eljárás. A mammográfiás vizsgálat minden egyes részét igen nagyfokú precizitással kell végrehajtani, melyeket manapság a fejlett országokban igen szoros törvényi és szakmai előírások szerint kell végezni. Jónéhány fejlett országban a mammográfiát tehát törvényileg szabályozzák. Modern mammog-ráfiát manapság csapatmunkában (team) végzik, hiszen a radiológus szakorvos mellett orvosfizikus és a mammográfiában járatos radiográfus végzi. A fent leírt szigorú szabályozás oka az, hogy 8 nő közül egyben élete során emlőrák fejlődik ki, mely a fejlett országokban vezető halálokként szerepel a statisztikákban. Az emlőrák a 15-54 éves korosztály vezető haláloka például az USA-ban, de köszönhetően a szűrővizsgálatoknak, az emlőrák okozta halálozás szerencsére az utóbbi években megtorpant.

A hatékony szűrővizsgálatok is a legnagyobb felbontóképességet és kontrasztot igénylik. A geometriai képtulajdonságok fejezetben szó esett arról, hogy felbontóképességet a sugárterhelés árán lehet hatékonyan növelni, ezért ez egy fontos szempont a mammográfiás vizsgálatoknál. Bár a mai modern mammográfiás vizsgálatok sugárterhelése már elfogadható határok között van (2-4 mGy/4 felvétel), nem szabad elfeledkezni arról, hogy a páciens sugárterhelése mindig egy fontos szempont és a többi hagyományos röntgenvizsgálatokhoz képest a mammográfiás sugárterhelés még mindig jelentősen nagyobb. (Jól példázza ezt, hogy egy 5 cm-re komplimált emlő mammográfiás vizsgálata során a bőrdózis (SE! ) 1000 mR, míg egy 21 cm szövetvastagság esetén a lumbális gerinc vizsgálata során a dózis 220 mR.

A kezdetek

Mammográfiát már az 1900-as évek elején végeztek, de ezekben az években ezen vizsgálatok technológiailag azonosak voltak a többi testrész vizsgálatával. Ennek eredményeképpen kiszámíthatatlan technikailag rossz minőségű képeket kaptak. Dr. Raul Leborgne uruguayi orvos volt az első, aki a mammográfiás vizsgálatokat szisztematikusan tanulmányozta és ebben a témakörben 1953-ban publikált egy kézikönyvet.

1960-as évek

A mammográfia területén alig történtek kutatások, míg Dr. Robert Egan leírta a magas mA alacsony kV technikát, melyben ipari film direkt expozícióját alkalmazta. Ő vezette be azt is, hogy a kilépő sugár útjából az alumínium szűrőt el kell távolítani, valamint a röntgencső elé helyezett tubus segítségével a szórt sugárzást is csökkenteni tudta. Magyarországon Lányi Márton végzett először mammográfiás vizsgálatot 1963-ban az Orvostovábbképző Intézetben.

Az 1960-as években ugyanakkor a mammográfiát hagyományos röntgenkészülékekkel végezték. Ebben az időben a röntgencsövekben a volframanód volt és az effektív fókuszpont mintegy 2 mm nagyságú volt. Egy tipikus expozíciót 28 kV csőfeszültséggel 300 mA mellett mintegy 6 mp-es expozíciós idővel készítettek (1800 mA/s!). Ez a technika a páciens számára igen nagy expozíciót jelentett – mintegy 50-100-szor nagyobbat -, mint amit manapság kapnak. Az első dedikált mammográfiás vizsgálatok tehát projekciónként 50 R expozíciót jelentettek, melynek következtében a felvételt ismételni kellett, igen gyakran az emlőn bőrpír is megjelent.

1967-ben egy francia cég készítette az első dedikált mammográfiás készüléket. Ebben a modellben már Molibdén anódot használtak 0,7 mm gyújtóterület nagysággal és a röntgencsövön berillium ablak volt. Ezen túl a készülék már alkalmas volt az emlőkompresszióra. Mindezek a technikai fejlesztések a kontraszt és térbeli felbontás lényeges javulását eredményezték, ugyanakkor az expozíció értékek továbbra is igen nagyok voltak, mivel az alacsony kV mA technikát és az ipari filmek direkt expozícióját alkalmazták továbbra is. A magas sugárterhelés miatt ebben az időszakban fogalmazódott talán először meg egy vizsgálat indikációja során a vizsgálat hasznát és annak veszélyét (benefit versus risk) illető dilemma. Az 1970-es évektől gyakorlatilag minden nagyobb radiológiai osztály dedikált mammográfiás készülékekkel rendelkezett.

1970-es évek

1971-ben az amerikai Xerox cég bevezette az ún. xeromammográfiás eljárást, melynek során a hagyományos volfram-anódú röntgencsövet alkalmaztak szűrés nélkül és 40-50 kV csőfeszültséget használtak. A röntgensugár expozíció egy elektromosan töltött lemezen készült, melyet azután egy speciális előhívórendszerben papírra nyomtattak. Ez esetben tehát a kép papírkép volt, mely a kék szín árnyalataiból alakult ki. Ebben az esetben tehát speciális készülékre nem volt szükség, ugyanakkor a dedikált előhívó rendszert meg kellett vásárolni. A xeromammográfiát az 1980-as évek közepéig használták világszerte, mivel jó kontrasztot és térbeli felbontást adott és a páciens expozíciós értékei is alacsonyabbak voltak az Egan-féle technikánál. Ez az expozíciós érték még mindig 2-4 R volt vetületenként, ami soknak számít.

1972-ben a DuPont cég vezette be elsőként egy dedikált mammográfiás erősítőernyő-film kombinációt (Lo Dose I.), mely szimpla emulziós filmből és erősítőernyőből állt. Az erősítőernyő alkalmazása igen nagy mértékben csökkentette a mammográfiában az expozíciós időt és ezáltal a páciens expozíciót is (mintegy 20-ad részére). Az erősítőernyő másik óriási előnye az volt, hogy a rendkívül alacsony tárgykontrasztot is növelte, ugyanakkor a xeromammográfiához és a direkt filmexpozícióhoz képest rosszabb felbontást adott. A megnövekedett kontraszt, valamint a csökkent expozíciós idő miatt kisebb mozgási elmosódottság és a redukált sugárterhelés eredményeképpen a film-erősítőernyő technológia széles körben elterjedt és fokozatosan kiszorította a xeromammográfiát. 1975-ben a Kodak cég vezette be a mammográfiához dedikált Min-R erősítőernyő/film/kazetta rendszert. A Min-R film szintén szimpla emulziós erősítőernyőt használt, mely egy új típusú foszforréteget tartalmazott és ezáltal az erősítőernyő sebessége jobb lett. Ennek következtében az expozíciós időt tovább lehetett csökkenteni, a térbeli felbontás pedig gyakorlatilag nem változott. Ezt az erősítőernyőt egy gyengén abszorbeáló kazetta belső felületére helyezték el, mely ilyen módon az emlőhöz nagyon közel kerülhetett.

1978-ban a Philips cég rukkolt elő egy újabb fejlesztéssel a mammográfia területén. Egy új mammográfiás készüléket fejlesztettek, melyben mozgórácsot alkalmaztak, de emellett motoros emlőkompresszió, választható alumínium molibdén szűrő, automata expozíció kontroll, mikrofókusz, nagyítási lehetőség és nagyteljesítményű nagyfrekvenciás generátor szerepelt az újítások között. Bár a rács bevezetése a sugárexpozíciót 2-3-szorosra növelte, a szórt sugárzás csökkenése miatt a kontraszt jelentősen javult, különösen nagy és denz emlők vizsgálata esetén. A képminőségben tapasztalt javulás drámai hatású volt. A film-erősítőernyőt gyártó cégek szintén újabb és újabb fejlesztéseket hajtottak végre és mindezek alapozták meg a modern mammográfia kezdetét.

Az 1980-90-es években világszerte megkezdődött a különböző mammográfiás munkahelyek minőségbiztosításának bevezetése, mely érinti a technikai feltételek standardizálását, biztosítja, hogy reprodukálható, azonos, jó minőségű felvételek készüljenek úgy, hogy a különböző munkahelyeken készült felvételek összehasonlíthatók legyenek.

Ma már a mammográfiás készülékek gyártását is nemzetközi szabályok és rendelkezések írják elő. A hagyományos és mammográfiás készülékek, illetve vizsgálati technikák szinte minden pontján eltérő és egyetlen cél az, hogy a kiváló minőségű mammográfiás felvételek mellett a beteg sugárterhelését a minimumon tartsuk (4. táblázat).

A MAMMOGRÁFIÁS GENERÁTOR

A dedikált mammográfiás készülékekben nagyfrekvenciás generátort alkalmaznak. Ezáltal lehetővé válik a csőfeszültség, a mA és az expozíciós idő igen pontos szabályozása. A nagyfrekvenciás generátorok használatával az expozíció lineáris és reprodukálható, a feszültséghullám ingadozása gyakorlatilag elhanyagolható. A röntgensugár előállítása rendkívül hatékony és a röntgensugárzás effektív energiája a lehetséges maximumot megközelíti. Ezek a generátorok egyfázisú hálózati áramról is üzemeltethetők, melynek következtében a működtetésük egyszerűbb és lényegesen olcsóbb. Technikailag megoldható a hordozható készülékekben való alkalmazásuk is (mobil szűrőállomások).

kVp

A hagyományos és mammográfiás készülékek közötti fontos különbség az, hogy a mammográfiás készülékekben alacsony – 22-40 kV – feszültség tartományt alkalmaznak. A napi klinikai rutinban ez az érték általában 25 és 29 kV közé esik. Az alacsony kV alkalmazásának előnye az alacsony energiájú sugárzás, mely magas radiográfiai kontrasztot eredményez.

A magas kontraszt azért kívánatos az emlők vizsgálatánál, mivel az emlő kizárólag lágyrészekből épül fel (mirigyek, kötőszövetes struktúrák és zsír), melyek tárgykontrasztja igen csekély. A diszkrét lágyrész eltérések megjelenítése mellett akár 10-100 mikron nagyságú mikrokalcifikációk megjelenítése is szükséges. Az alacsony kV tartomány alkalmazásának hátránya, hogy a röntgensugár abszorpciója igen nagy és ez okozza a páciens fokozott sugárterhelését.

A női emlő összetevői: mirigyek, rostos szövet és zsír. A lágyrészek tárgykontrasztja csekély.

Expozíciós idő, mA, mAs

Mammográfiás generátorok ma már szintén alacsony mA beállításokat használnak, melyek 2-180 mA tartományban vannak. Általában 20-100 mA között állíthatjuk a mA értéket és a legtöbb készülékben az alacsony mA állítás kis fókuszponthoz, míg a nagyobb értékek egy nagyobb fókuszponthoz tartoznak. Értelemszerűen a kis fókuszponthoz az anódterhelés miatt alacsonyabb mA értékek alkalmazhatók, a mammográfiás generátorok teljesítménye mintegy 3-5 kW, míg a hagyományos készülékeknél ez a tartomány 5-1200 kW. A klinikai gyakorlatban egy adott mA beállítás fő szempontja az, hogy az expozíciós idő minél rövidebb legyen és ezáltal a mozgásból eredő műtermékeket, illetve elmosódottságot csökkenteni tudjuk. Ugyanakkor az expozíciós idő nem lehet túl rövid, mert ezesetben a rács használatából eredő műtermékek jelennek meg.

Túl hosszú – 1 mp-nél hosszabb – expozíciós idők esetén viszont a reciprocitás szabálya nem érvényesül. A klinikai rutinban az expozíciós idő általában 0,4 – 1 sec. közötti tartományban van standard beállítások esetén. Nagyított felvételek készítése esetén az expozíciós idő hosszabb, 2-4 sec., mivel itt a mikrofókusz esetén csak alacsony mA értékeket alkalmazhatunk. Éppen ezért nagyításos felvételek készítésénél a beteget igen fontos adekvátan irányítanunk, hogy a mozgási műtermékeket a minimum szinten tartsuk. Sajnos a hosszú expozíciós idő esetén az erősítőernyő „reakciója” (lassú) a reciprocitás szabály érvénytelenségét okozza, mely az optimális denzitás fenntartásához 10-30%-kal hosszabb expozíciós időt igényel. Szerencsére a mai modern mammográfiás készülékekben olyan kompenzációs áramkörök vannak, amelyek automatikusan korrigálják az optimális denzitás eléréséhez szükséges expozíciós időt, ezért ezen okból ismételt felvételre csak ritkán van szükség.

Automatikus expozíció kontroll (AEC)

Az AEC minden dedikált mammográfiás készülékben megtalálható. A hagyományos készülékekben az AEC alkalmazásának célja, hogy a filmdenzitás különböző vastagságú és denzitású struktúrák (emlők) vizsgálata esetén az alkalmazott csőfeszültség mellett azonos szinten tartsuk. Mivel a mammográfia egy magas kontrasztot igénylő technika, ezért a mammográfiában használt film feketedési (D log E) görbéje igen meredek. A filmen megjelenő kis denzitásváltozás a kontrasztot is szignifikáns mértékben befolyásolja. Az AEC technológia a mammográfiában azért is fontos, mivel az emlők vastagsága és denzitása egyedileg igen eltérő. Egy 4 cm-re komplimált emlő esetén azonos korú nőkben az expozíciós idő akár 0,05 msec-tól 1 sec-ig változhat. Gyakorlatilag nem lehetséges az emlő szöveti összetételét, illetve denzitását jól megállapítani és ezért a megfelelő expozíciós idő beállítása is igen nehéz AEC nélkül. Az AEC alkalmazása a dedikált mammográfiás készülékekben az ismételt felvételek számát drasztikusan csökkentette. A mammográfiás készülékekben egy detektoros AEC megoldást használnak, mely a kazetta mögött helyezkedik el. A detektort a mellbimbó felé el lehet mozdítani. Ezt a detektort a mellkasfaltól a mellbimbó felé el lehet mozdítani, mely tulajdonság különösen fontos a nagyításos felvételek készítésénél. Az AEC általában kalibrálható, két különböző erősítőernyő-film kombinációhoz rácsot alkalmazó vagy rács nélküli felvételekhez vagy akár a nagyításos felvételekhez.

A mammográfiában használt fantomokkal készült felvételek optikai denzitása 1,2-1,3 kell, hogy legyen. A mammográfiás generátor egy denzitáskompenzáló áramkört is tartalmaz, mely szintén állítható pozitív vagy negatív irányba. Az állítási lehetőség rendszerint 12-15% eltérést jelent a mAs tekintetében, és ez nagyjából megfelel 0,15 OD változásnak. A generátor hasonlóan a hagyományos AEC rendszerekhez, egy időzítőt (időhatár szabályozó) is alkalmaz, mely rács használata mellett 600 mAs, rács nélküli nagyításos technikáknál pedig 300 mAs értéket limitál. Ha a fenti határérték mAs az expozíciót eléri, akkor az ismételt felvételnél magasabb kV értéket kell választani.

A fentiekben említett mAs határérték elérése akkor fordul elő a gyakorlatban, ha például egy denz emlőnél az alacsony energiájú fotonok nem képesek áthatolni a vizsgálandó struktúrán. Ezért nem vezetne célra a mAs érték további emelése. A mammaimplantátumok esetén a mAs határértéket szintén el lehet érni, ezért itt az AEC alkalmazása helyett a felhasználói beállításra kell hagyatkozni. A korszerű mammográfiás generátorok kifinomult mikroprocesszor vezérelt áramköröket tartalmaznak, melyek segítségével pontos és reprodukálható filmdenzitást kapunk a teljes kV tartományban különböző vastagságú és denzitású emlők esetén is.

A modern készülékekben a felvétel közben is történhet kV emelés és ezáltal a mAs határérték elérése nélkül is megfelelően exponált képeket kapunk. Ezek az áramkörök a sugárzás intenzitását az expozíció első 100 ms-a alatt érzékelik és ennek megfelelően változtatnak a technikai paramétereken.

Mammográfiás készülék és kiegészítő tartozékok vázlata. Figyelemreméltó a kazetta és kompressziós lapát szélének egybeesése, ill. a kónusz lapos felülete és az anód szöge.

A röntgencső

A mammográfiás készülékben a röntgencső is speciális tulajdonságokkal rendelkezik, melynek célja a kontraszt és a térbeli felbontás növelése a lehető legkisebb sugárexpozíció mellett.

Anódsarok effektus

A kis fókusz-film távolság és anódszög miatt a mammográfiás röntgencsőben igen kifejezett az anódsarok effektus. A mammográfiás készülékekben a röntgencsövet úgy helyezik el, hogy a katódoldal a mellkasfal felőli, az anód pedig az emlőbimbó felőli oldalon van, mely elhelyezésnek az az oka, hogy az anódsarok effektus előnyeit maximálisan ki tudjuk használni. Emlékeztetőül említenénk, hogy a katód felőli oldalon a kilépő röntgensugárzás intenzitása lényegesen nagyobb az anód felőli oldalhoz képest. Mivel a mellkasfalhoz közel az emlővastagság nagyobb, mint az emlőbimbóhoz közel eső részeken, ezért egy homogénebb denzitású felvételt készíthetünk a fent említett technikai elrendezéssel.

Mammográfiás röntgencső elhelyezkedése. A katódoldal a mellkasfal felőli, az anód pedig az emlőbimbó felőli oldalon van. A mellkasfalnál keletkező nagyobb intenzítású röntgensugárzás egyenletes denzítású felvételt biztosit.

Katód

A mammográfiás röntgencsőben a katód általában egy standard volframszálból áll, amely a fókuszáló csészében helyezkedik el. A mammográfiás csövekben általában egyetlen katódszál van, amely a kis és nagy fókuszpont használatánál is megfelelő. Amikor a kis fókuszpont működik, akkor a fókuszáló csészére negatív feszültséget kapcsolnak, amely az elektronsugár méretét lecsökkenti és ezáltal csökkenti a valódi és egyben az effektív fókuszpont méretét.

Bizonyos készülékekben két katódszálas megoldás is létezik a kis és nagy fókuszpont kialakításához. Mivel a mammográfiában nagy térbeli felbontású felvételekre van szükség, ezért az effektív fókuszpont lényegesen kisebb, mint az a hagyományos radiográfiai készülékekben. Mindemellett a rövid film-fókusz távolság (60-76 cm) is a felbontás kárára van. A fenti okok miatt a mammográfiában ún. mikrofókuszú röntgencsövekre van szükség, melyekben a nagyobb fókuszpont mérete 0,3 mm, míg a nagyításos felvételeknél 0,1 mm-es effektív fókuszpont használatos. A vonalfókusz elv miatt minden röntgencsőben az effektív fókuszpont nagysága az anód-katód tengely mentén változik a film síkjában. Ennek következtében a katód felőli oldalon a fókuszpont nagyobb. Ahogy említettük a mammográfiában a katód a mellkasfal felőli oldalon helyezkedik el és ezért a felbontás a mellkasfalhoz közel rosszabb, mint az emlőbimbóhoz közelebb eső területeken. Ez a jelenség nagyított felvételeknél még kifejezettebb. Van egy másik jelenség, amely a mammográfiás vizsgálatokat nehezíti, a centrálás, nevezetesen az aktuális fókuszpont és a centrális sugárnyaláb egybeesése. A hagyományos radiográfiai vizsgálatoknál az aktuális fókuszpont és a centrális sugárnyaláb természetesen egybeesik, de a rövid fókusz-film távolság miatt a mammográfiában a mellkasfalhoz közeli struktúrák egy része így nem ábrázolódik (56. ábra).

(A) Hagyományos röntgencső, ahol a fókuszpont és a vertikális középsugár a kazetta közepére esik. (B) Hagyományos fókuszpont és vertikális középsugár a kazetta közepére centrálva; a posterosuperior emlőszövet nem jelenik meg a felvételen.

A fent említett két hátrányos effektust a röntgencső ún. off-center elhelyezésével lehet kiküszöbölni. Ez azt jelenti, hogy a röntgencsövet közvetlen a mellkasfal felőli oldalon helyezik el, ezért a centrális sugárnyaláb gyakorlatilag a mellkasfallal párhuzamos. A geometriai, azaz felbontásbeli problémát nagymértékben csökkenti az a megoldás, hogy a sugárnyaláb katód felőli oldalát egy takarás segítségével kiküszöböli. Bár az effektív fókuszpont a mellkasfal felőli oldalon mégis nagyobb marad, a sugárnyaláb anód felőli részét használva még mindig jobb térbeli felbontást kapunk, mely kedvező a mellkasfalhoz közeli struktúrák megítélése szempontjából.

Röntgencső off-center elhelyezkedése a csőházban. A röntgensugár katód felöli oldala eliminálva van.

A röngentcső off-center elhelyezése tehát azt eredményezi, hogy a centrális sugárnyaláb a mellkasfallal párhuzamosan léphet be az emlőbe, ezért az emlő felső hátsó területei nem maradnak le a képről. Az anódsarok effektust még így is kedvezően lehet kihasználni, mert az anód felőli oldalon még mindig nagyobb a röntgensugárzás intenzitása, mint a centrális sugárnyalábnál. A röntgencső sajátos elhelyezése miatt új nomenklatúra is szükséges, hiszen a centrális sugárnyaláb tehát a mellkasfallal párhuzamos és ez a film egyik széléhez érkezik, és a film közepét érő sugárnyaláb (a geometriai centrum) pedig a teljes sugárnyaláb anód felőli részének közepével egyezik meg. A leképezés szempontjából ez utóbbi középvonalat hívjuk referencia tengelynek. A mammográfiában a fókuszpont méretét a gyártók a referencia tengelyre vonatkoztatva adják meg, nem pedig a centrális sugárnyalábra. A névleges fókuszpont méret a referencia tengely által kijelölt ponton 0,1 és 0,3 mm, nem pedig a centrális sugárnyaláb által kijelölt pozícióban. A fenti geometriai megfontolások miatt a referencia tengely által meghatározott fókuszponthoz képest a centrális sugárnyaláb tengelyében mért fókuszpont mérete mintegy kétszerese az előbbinek.

Mamográfia röntgencső konfigurációk. (A) Horizontális cső elhelyezés és 22˚-os cél döntés. (B) 6˚-os cső döntés esetén elég egy 16˚-os cél döntést alkalmazni.

Anód konfiguráció

A mammográfiás röntgencsövekben is forgóanódot alkalmaznak, mely fokozott csőterhelést tesz lehetővé és ezáltal magas mA beállításokat rövid expozíciós idő (kevesebb mint 1 sec.) mellett. A mammográfiás csövekben az anódszög – a centrális sugárnyaláb tengelyére vonatkoztatva – általában nagyobb a szokásosnál: 22-24o. A nagyobb anódszög azért szükséges, mivel a rövid fókusz-film távolság mellett 24 • 30 cm-es filmet kell exponálni. Ugyanakkor a referencia tengely mentén az anódszög a fentinél lényegesen kisebb, mintegy 7,5-12o.

Az anód anyaga

A mammográfiás röntgencsövekben molibdén anódot alkalmaznak. Néhány gyártó tömör molibdénből alakítja ki az anódot, mások a molibdén tányért grafittuskóra helyezik hasonlóan a hagyományos röntgencsövekben található anódokhoz. Az anód anyagának „elhasználódását” (felületi egyenetlenség kialakulása), mely a röntgensugár előállításának hatékonyságát rontja vanádium ötvözéssel csökkentik. A volframhoz hasonlóan a molibdén is magas olvadáspontú és jó hővezető. A molibdén anód alkalmazásának számos oka van. Ismert, hogy az alacsony kontrasztú lágyrészstruktúrák vizsgálata legjobban a 17-25 keV-os fotonenergiával lehetséges, ezen belül is a 17-20 keV-os energiatartomány a legoptimálisabb. Ennek az az oka, hogy a mammográfiában ez az energiatartomány képes a mikrokalcifikációk által reprezentált tárgykontrasztot optimalizálni. Ha a röntgensugárzás nagyobb energiájú, akkor a fotonok túlságosan penetrálnak, szóródnak, és ezáltal a kontraszt csökkenni fog. Viszonylag nagyszámú fotoelektromos abszorpció szükséges ahhoz, hogy magas kontrasztot kapjunk és ezáltal a kontraszt (felbontás) is megfelelő legyen. 17-20 keV-os fotonok előállítása csak alacsony csőfeszültség mellett lehetséges, a nagymértékű fotoelektromos abszorpció pedig sajnálatos módon a beteg sugárterhelését növeli. Ahogy a hagyományos radiográfia más területein, itt is bizonyos kompromisszumok elfogadására van szükség.

Az emlő lényegében három szövettípusból épül fel - zsírszövet, kötőszövet, mirigyállomány -, melyek átlagos rendszáma alacsony, 6-8. Az emlőtumorok mintegy 40%-a tartalmaz mikrokalcifikációt, a kalcium rendszáma pedig 20. A kalcium K-héj kötési energia 4,04 keV, így a 17-20 kV csőfeszültség esetén az átlagos fotonenergia (ami volframanód esetén 30-40%, de a molibdénből származó emissziós röntgenspektrumot tekintve ez magasabb érték is lehet) kismértékben meghaladja a kalcium K-héj kötési energiáját és ezért a fotoelektromos abszorpció nagy valószínűséggel jöhet létre.

Röntgensugár emissziós spektruma 26 kV csőfeszültség esetén. (A) Hagyományos tungsten target alumínium szűrővel. Nagy mennyiségű foton keletkezik a mammográfiánál kívánatos 17 – 24 keV tartományon kívül. (B) Mammográfia molibdén target és molibdén szűrő esetén a karakterisztikus fotonok mennyisége kiemelkedő a 17 – 24 keV tartományban. (C) Mammográfia ródium target és ródium szűrő esetén a karakterisztikus fotonok mennyisége kiemelkedő a 20 – 23 keV tartományban.

Az 59. ábrán a volfram és a molibdén emissziós spektrumát láthatjuk 26 kV csőfeszültség esetén. Megfigyelhető, hogy a volframanódban viszonylag nagymennyiségű 17-20 keV energiájú foton keletkezik, de az optimális tartomány fölött és alatt is jelentős mennyiségű foton jön létre. Az optimális energiatartománynál magasabb energiájú fotonok többnyire Compton-kölcsönhatásba lépnek, mely a kontrasztot csökkenti, az optimális tartomány alatti fotonok pedig fotoelektromos abszorpció révén elnyelődnek és a beteg sugár-terhelését növelik. A volframból kilépő röntgenfotonok teljes egészében fékeződési mechanizmussal jönnek létre.

A molibdénanódban létrejött röntgensugárzás emissziós spektruma a wolframétól merőben eltérő. A spektrumot alkotó fotonok jelentős része karakterisztikus mechanizmussal jön létre. A karakterisztikus röntgensugárzás 30 kV-os csőfeszültség mellett a teljes fotonállomány mintegy 30%-a. Ami a legfontosabb, hogy a preferált 17-20 keV-os fotonok relatíve nagy mennyiségben vannak jelen a többi energiatartományhoz képest és így a mammográfia szempontjából optimálisnak tekinthető a domináló fotonenergia. A molibdénanód előnyei tehát az alábbiakban foglalhatók össze:

• nagymennyiségű alacsony energiájú foton létrejötte
• magas radiográfiai kontraszt
• specifikus fotonenergia tartomány

Hátrányai:

• kisebb röntgensugár előállítási hatékonyság – mely a molibdén alacsonyabb rendszámával (42) függ össze –,
• nagyobb mAs igény
• fokozott sugárterhelés.

Újabban egy új anyagot, a ródiumot is alkalmaznak a mammográfiás csövek anódjában. A ródium rendszáma (45) kicsivel nagyobb, mint a molibdéné és ezért magasabb energiájú röntgenfotonokat hoz létre. A ródium alkalmazásának előnye tehát, hogy a karakterisztikus röntgenfotonok 2-3 keV-tal nagyobb energiájúak, mint a molibdénben keletkezett fotonok energiája, azaz a spektrumot tekintve a karakterisztikus fotonok a 20-23 keV közti energiatartományba esnek.

A ródiumban keletkezett karakterisztikus fotonok tehát jobb penetrációval rendelkeznek, mely előnyös lehet nagyméretű vagy denz emlők vizsgálatánál. A nagyobb penetráció egyben az expozíciós idő csökkentését ( kb. 25%-kal) is lehetővé teszi. Megfelelő szűréssel kiegészítve a ródiumanód használata a sugárterhelést mintegy 50%-kal csökkenti. Kis méretű és kevésbé denz emlők esetén a ródiumanódot nem lehet használni és így önmagában nem alkalmas mammográfiás anódnak. A készülékgyártók ródiumanód előnyeit kihasználandó ún. bianguláris anódot készítettek, mely a molibdén célterület mellett egy ródium célterületet is tartalmaz, melyet a vizsgáló választhat ki. A bianguláris anódú röntgencsőnek két fókuszpontja van, mely a röntgencső pozíciójának változtatásával választható. Ma már általában minden mammográfiás készülék tartalmaz a molibdén mellett vagy ródiumot vagy volframot, mely a magasabb energiájú fotonok előállítására ad lehetőséget.

Szűrés

A mammográfiás röntgencső következő specifikuma az ablak, mely az alacsony rendszámú berilliumból készül. Erre azért van szükség, hogy az alacsony rendszámú fotonok is nagy mennyiségben kijussanak a röntgencsőből, ugyanis az üveg az alacsony rendszámú fotonok nagy részét elnyeli. Filtrációt a mammográfiában is minden esetben alkalmazni kell, melynek elsődleges célja a nagyon alacsony energiájú fotonok eliminálása. Szűrés nélkül viszonylag nagy mennyiségben lépnének ki 5-10 keV közötti fotonok és emellett nagy mennyiségben 20-30 keV-os fotonok is. Az 5-10 keV-os fotonok abszorbeálódnak, a képalkotásban egyáltalán nem vesznek részt, csupán a sugárterhelést fokozzák. A 20-30 keV-os fotonok a szóródás miatt csökkentik a kontrasztot, így a képminőséget rontják. A mammográfiában a filtráció feladata tehát az alacsony és magas energiájú fékeződési fotonok számának csökkentése. A mammográfiában a filter (szűrő) az anód anyagával azonos, így molibdénanód esetén a filter rendszerint 0,03 mm vastag molibdénlemez, a ródiumanódnál pedig 0,025 mm vastag ródiumlemez.

Az 59. ábrán látható spektrumon megfigyelhető a filtráció hatása, azaz a 20-30 keV energiájú fotonok csak korlátozott számban vannak jelen és ezáltal mammográfiás célból ideálisnak tekinthető a spektrum. Számos mammográfiás készülékben lehetőség van a molibdén anód mellett is molibdén vagy ródiumszűrő alkalmazására. A ródiumszűrővel és molibdénanóddal készült sugárzás spektruma a molibdén-spektrum és a ródium-spektrum közötti átmenetet képviseli. A ródiumszűrő használata tehát magasabb energiájú röntgensugárzást eredményez, mely nagyobb és denzebb emlő vizsgálatánál lehet hasznos. A ródiumszűrő alkalmazása a sugárexpozíciót is jelentősen csökkenti (kb. 40%). A röntgensugárzás teljes filtrációját indirekt módon a sugárzás felezőréteg vastagságából állapíthatjuk meg, melyet a képalkotásban alumíniumlemezek segítségével adnak meg. A mammográfiában az anódtól a vizsgálandó struktúrákig a sugárzás a következő rétegeken (tárgyakon) halad keresztül: berilliumablak, szűrő, tükör, a kompressziós eszköz műanyag lemeze. A mammográfiában szükséges sugárzás minimális felezőréteg vastagsága nem lehet kevesebb, mint 0,3 mm alumínium 30 kV csőfeszültség esetén és 0,25 mm alumínium 25 kV csőfeszültségnél. Ha a sugárzás felezőréteg vastagsága túl magas, akkor az a képminőség rovására megy, a túlzott filtráció pedig – bár csökkenti a sugárterhelést -, rontja a kép radiográfiai kontrasztját. A filtráció használatának alapelve az, hogy a lehető legkisebb filtrációt alkalmazzuk úgy, hogy a képkontraszt lehetőleg maximális mértékű legyen.

Nagyított felvételek

Nagyított felvételekre akkor van szükség, ha a kis méretű struktúrát, pl. mikrokalcifikációt akarunk nagyobb térbeli felbontással részletesen ábrázolni. Akkor is szükség lehet nagyított felvételekre, ha egymáshoz közel fekvő struktúrák átfednek és ezeket kívánjuk jobban megkülönböztetni egymástól. A mammográfiában általában a páciensek 10%-ban készül kiegészítő nagyított felvétel. A nagyítás mértéke a mammográfiában a készüléktől függ, de általában 1,5-1,8-szoros nagyítás a leggyakoribb és gyakran egy második nagyítási faktor (2-szeres) is beállítható. A nagyítás itt is a fókusz-tárgy távolság csökkentése révén jön létre.

Az emlő pozicionálása 1,5-szeres nagyítás céljából. Nagyobb a sugárzás intenzitása az emlőnél, ha közelebb van a röntgencsőhöz. A felbontás biztosítása érdekében a fókuszpont 0,1 mm.

A nagyított felvétel előnyei az alábbiakban foglalhatók össze:

• megnövekedett felbontás – kis fókuszpont és csökkent kvantumzaj miatt
• csökkent szórt sugárzás – a légrés miatt
• a részletek jobb láthatósága – a megnövekedett látómező (FOV) miatt.

Ugyanakkor a nagyított felvételen a felbontás technikai okok miatt romlik, elsősorban a geometriai életlenség miatt. Egy másfélszeresre nagyított felvételen a felbontás legalább 50%-kal romlik, mely 20 lp/mm →10 lp/mm-t jelent. Azért, hogy ezt a hátrányt kiküszöböljük, van szükség a kis effektív fókuszpontra, mellyel a csökkent felbontást javítani lehet. Az effektív felbontás a nagyított felvételekben a csökkent zaj miatt is javulni fog. A radiográfiai felvételek készítése során a zaj az erősítőernyő-film kombinációban keletkezik (kvantum-zaj). Az erősítőernyő-film kombinációt a nagyított felvételeknél nem cseréljük, de azonos vizsgált térfogatra sokkal több foton jut, ezért a zajszint akár 30%-kal is csökkenhet egy másfélszeres nagyítási tényezőnél. Adott térfogatra azért jut több foton, mert a vizsgált struktúrákat a sugárforráshoz közelebb helyezzük el. Másfélszeres nagyítási tényező esetén egy adott szövetterület 2,25-ször nagyobb filmterületre esik, mint egy kontakt felvétel esetén és ez azt jelenti, hogy az erősítőernyőben is lényegesen több elem (foszfor) jeleníti meg ugyanazt a területet, mint megnagyított felvételnél.

A szórt sugárzás csökkenésének oka a kazetta és az emlő közötti légrés kiszélesedése. A csökkent szórt sugárzás miatt jobb lesz a radiográfiai kontraszt és ez esetben a rács használatára sincs szükség. A nagyított felvételen a széttartó sugárnyaláb, illetve annak geometriája miatt az egymáshoz közel fekvő struktúrák a képen egymástól távolabb „kerülnek”, ezért az anatómiai látótér „kiszélesedik”. A nagyított felvételek készítésénél egy fontos tényt nem szabad elfelejteni, mégpedig azt, hogy a páciens sugárterhelése nő: rács nélkül készült egyetlen felvétel is 2-3-szor növeli az adott terület sugárexpozícióját. Ennek alapvető oka az, hogy az emlő a sugárforráshoz közelebb kerül és itt a sugárzás intenzitása nagyobb.

Egy másik ok lehet az, hogy a reciprocitás szabály nem érvényes a hosszabb expozíciós idők miatt, hiszen a mikrofókusz miatt a mA értéket jelentős mértékben csökkenteni kell. A nagyított felvételeknél akár 2-4 sec. is lehet az expozíciós idő, így a beteg kooperációja is fontos tényező.

KIEGÉSZÍTŐ ESZKÖZÖK

Rácsok

A szórt sugárzás kiküszöbölése alapvető fontosságú ahhoz, hogy jó minőségű mammográfiás képet készítsünk. A mammográfiás vizsgálat során keletkező szórt sugárzás befolyásolja a filmdenzitást, melynek következtében csökken a radiográfiai kontraszt. A szórt sugárzás nagyobb mértékű, ha nagy és denz emlőt vizsgálunk magasabb kV értékekkel. A rács használata a mammográfiában is javítja a radiográfiai képminőséget és ma már minden mammográfban rácsot is alkalmaznak a felvételek készítésénél. A rács használata ugyanakkor 2-3-szorosára növeli a beteg sugárterhelését. A mammográfiás rácsok általában 4:1 vagy 5:1 rácshányadossal jellemezhetők, a rácsfrekvencia általában 30-50/cm. A rácsokban az abszorbeáló anyag ólom és a sugáráteresztő rétegek pedig fából vagy szénszálas anyagból készülnek azért, hogy a konverziós faktort a lehető legalacsonyabb értéken tartsuk. A mammográfiás rácsok mozgórácsok és általában csak egy irányban mozdulnak el.

A rácsok tudnak műterméket okozni a képeken, például nagyon rövid expozíciós idő esetén, melyet a megfelelő mA érték állítással küszölhetünk ki. Fontos a rácsok minőségének rendszeres ellenőrzése, melyet leginkább álló és mozgó ráccsal készült felvételek alapján lehet detektálni.

Kompressziós eszköz

Minden mammográfiás készülékben kompressziós eszköz helyezkedik el, mely az emlők komprimálása által a mammográfiás felvételek megítélhetőségét, felbontását nagymértékben javította. A jól alkalmazott kompresszió igen kritikus a jó minőségű mammogram elkészítéséhez, mivel a kompresszió csökkenti az emlő vastagságát, a különböző struktúrákat a filmhez közelebb viszi és ezáltal nő a radiográfiai kontraszt.

Emlőkompresszió. (A) Nincs kompresszió, a szórási arány 0,8. (B) A kompresszió csökkenti a szórási arányt 0,4-re. A csökkent szövetvastagság és szórási sugárzás javítja a kontrasztot. A struktúrák csökkent nagyítása javítja a felbontást.

A kompresszió specifikus előnyei az alábbiak:

• csökkent nagyítás – kisebb geometriai életlenség miatt
• csökkenti a szövetvastagságot – emiatt kisebb kV érték is elegendő, mely csökkenti a szórt sugárzás mennyiségét és ezáltal javítja a radiográfiai kontrasztot
• csökkent sugárexpozíció – mivel a kisebb szövetvastagság rövidebb expozíciós időt igényel
• csökkent mozgáséletlenség – hiszen az emlő rögzített állapotban van
• jobb megjelenítés – az emlő struktúrái nagyobb területre terülnek ki és ezáltal csökken bizonyos struktúrák egymásra vetülése, átfedése.

A szórt sugárzás és a kontraszt összefüggése igen hangsúlyos a mammográfiás vizsgálatokban. Egy 6 cm vastag 9 cm átmérőjű emlőben a szórt sugárzás és a primér sugárzás aránya 0,8, ami azt jelenti, hogy a filmdenzitás 80%-át a szórt sugárzás hozza létre. Ha az emlő vastagságát 3 cm-re csökkentjük, a terület pedig 12 cm-re nő, akkor ez az arány 0,4-re csökken, tehát a filmdenzitás már csak 40%-a származik a szórt sugárzásból. Ezesetben a radiográfiai kontraszt akár 2-szeresére is nőhet. A kompressziós eszközök jórészt műanyagból készülnek, amely átereszti az alacsony energiájú fotonokat. Fontos, hogy a kompressziós eszköz minden esetben a mellkasfalhoz érjen, hogy a mellkasfalhoz közel lévő struktúrákat is megfelelő kompresszió érje. A kompressziót a radiográfus ellenőrzi, illetve állítja be.

1a. Cranio-caudalis felvétel, 1b. Ferde felvétel

Kazetták

Ahogy már korábban tárgyaltuk, a mammográfiában alkalmazott kazettákat és erősítőernyő-film kombinációkat speciálisan erre a vizsgálati eljárásra alakították ki. A mammográfiás kazetták műanyagból vagy szénszálas anyagból készülnek, mivel ezek kevéssé abszorbeálnak és ezáltal a sugárexpozíciót is a lehető legalacsonyabb szinten lehet tartani. Az erősítőernyő egy szivacsfelületen helyezkedik el, mely a kazetta becsukódása után a filmmel együtt az emlőhöz közel kerül. Az erősítőernyő egyetlen emulzióréteget tartalmaz, mely a szintén egy emulziórétegű filmmel érintkezik. Ez az elrendezés biztosítja a legkisebb zajt és legnagyobb felbontást. Az emlőn áthaladó röntgenfotonok tehát áthaladnak először a filmen, mielőtt az erősítőernyőt elérik.

Kazettában helyezkedő mammográfia erősítőernyő és film keresztmetszete. A film emulziórétegnél levő foszforok jelentősen abszorbeálják a röntgensugarakat, így csökken az erősítőernyő által kibocsátott fény diffúziója.

Erősítőernyők

Minden cég általában kétféle sebességű erősítőernyőt állít elő mammográfiás vizsgálatokhoz, ahol az egyik ernyő kétszer olyan gyors, mint a másik. A mammográfiás erősítőernyők rendszerint gadolínium oxiszulfid foszforréteget tartalmaznak. A mammográfiás erősítőernyők a hagyományos radiográfiában használt ernyőknél jóval lassabbak, mivel a lassabb ernyők kevéssé zajosak és jobb a felbontásuk. Az erősítőernyő használata mammográfiában csökkentette a sugárexpozíciót és jelentős mértékben javította a radiográfiai kontrasztot. Hátránya, hogy rontja a felbontást és növeli a zajt. Ne felejtsük el, hogy a direkt filmexpozíció 50-100-szor nagyobb sugárterhelést jelenthet az erősítőernyővel készült vizsgálatokhoz képest.

Film

A mammográfiás film előállításának szintén a nagy kontraszt és térbeli felbontás a célja. Mivel az emlőstruktúrák tárgykontrasztja igen alacsony, ezért a film magas kontrasztú kell hogy legyen. A mammográfiás filmek is alacsony sebességűek, mely az erősítőernyőkhöz hasonlóan kisebb zajjal és nagyobb felbontással bírnak. Szintén két különböző sebességű filmet ajánlanak a cégek, melyek eltérő kontraszttal jellemezhetők. A film nem emulziós felére egy olyan bevonatot tesznek, mely a hordozón áthaladó fényfotonok vissza-szóródását meggátolja, hiszen ez rontaná a kontrasztot és a felbontást.

Erősítőernyő-film kombinációk

A mammográfiában használt erősítőernyő-film kombináció relatív sebessége nem összehasonlítható a hagyományos radiográfiában használt erősítőernyő-film kombinációk sebessége léptékével. Egy 100-as sebességű mammográfiás rendszer általában 50-75%-kal lassabb, mint a hagyományos radiográfiában használt 100-as kombináció. A megadott sebességet elsősorban az erősítőernyő sebességétől mérik, de befolyásolja a film sebesség, valamint az előhívás fajtája is. Manapság a mammográfiában 100 és 320 közötti sebességű rendszereket alkalmaznak. A film-erősítőernyő kombinációk fejlesztése tovább folyik, mivel újabb rendszerek bevezetésével a sugárterhelést tovább lehet csökkenteni.

Felbontás

A dedikált mammográfiás felvételi rendszer a hagyományos radiográfiához képest igen nagy felbontóképességű felvételeket tud előállítani. A hagyományos radiográfiában a leggyengébb felbontás az átvilágításnál (fluoroszkópia) található, mely kb. 2 lp/mm*, egy 300-as sebességű erősítőernyő-film kombinációnál kb. 5 lp/mm, míg egy 100-as sebességű rendszernél 10 lp/mm érhető el. A mammográfiás rendszerek manapság akár 22 lp/mm térbeli felbontást is képesek elérni, de a minimum felbontóképesség nem lehet kevesebb, mint 11-13 lp/mm. Amint láttuk, a térbeli felbontóképességet számos tényező együttesen határozza meg, melyek közül ki kell emelni a mikrofókuszt, kompressziót, az alacsony kVp-t és az alacsony sebességű erősítőernyő-film kombinációt.

Minőségbiztosítás

Az optimális minőségű mammográfiás felvételek a radiográfiai vizsgálatok közül a legnagyobb kihívást jelentik, a képminőségi követelményeket országonként többnyire törvényileg szabályozzák és különböző teszteket is rendszerint előírnak. Az Egyesült Államokban a Radiológus Kollégium külön minőségbiztosítási kézikönyvet bocsát a mammográfiás munkahelyek rendelkezésére. Az ebben található tesztek leírják, hogy az egyes ellenőrzéseket milyen gyakorisággal kell elvégezni.

I d é z e t „A mammográfiás emlőszűrés és a korai emlőrák diagnosztikájára és terápiájára vonatkozó irányelvek gyűjteménye” c. kiadványból. Szerző: Országos Tisztiorvosi Hivatal Nemzeti Népegészségügyi Program Szervezett Lakossági Emlőszűrés, Budapest, 2004.

A képalkotó lánc folyamatos technikai minőségellenőrzése szükséges az alábbiak szerint:

Szakasszisztensi feladatok: Gyakoriság: Sötétkamra, előhívó tisztasága: Naponta Szenzito-denzitometria: Naponta

Konvenció szerint a 21 lépcsős denzitási skála 3 értékét kell regisztrálni (első lépcső: alapfátyol, utána érzékenységi lépcső: az 1+ alapfátyol denzitási értékhez legközelebb eső lépcsőérték, harmadik a kontraszt lépcső: az érzékenységi lépcsőtől számított 4. lépcső denzitási értéke). Azonos munkafázisban üzem-meleg vegyszernél naponta azonos sorszámú filmen mérve (ajánlott a 20. expozíció után). Mérőfilmek azonos filmdobozból. Új filmdoboz bontása esetén a legelső film értékei a kiinduló 0 pontok Minden munkanapon regisztrálni kell a mért értékeket a grafikonon (nem utólag beírni!)

• érzékenységi és kontrasztindex: + / - 0,3 D értéken belül ingadozhat.
• alapfátyol (base fog) + / - 0,02 D értéken belül ingadozhat.
• mindez stabil termosztáttal ellátott, 35 Celsius fokot tartó, a forgalomnak megfelelően regenerált vegyszerekre vonatkozik. Kielégítő a regenerálás, ha a felvételek egyenletes feketedésűek és a napi mérések reggel, délben, este azonos értéket mutatnak.
• 250 db 18x24 film/napi műszak forgalom esetén pl. a filmenként ajánlott előhívó mennyiség 23 ml, kis forgalomnál (50 filmlap / műszak) 35 ml filmenként. Fixáló mennyiség ennek 1,5 – szerese. Átlagos előhívó szükséglet 400 ml / film m2 lehet.
• Az alkalmazott szenzito-denzitométert filmtípusonként szükséges kalibrálni.
• Abnormális mért érték esetén a forgalmat azonnal le kell állítani és a hibát ki kell javítani.

Kazetta erősítőernyő tisztaság (műtermékek) Hetente Megjegyzés: különös figyelem fordítandó a pormegelőzésre, a tapasztalat szerint Magyarországon a mammográfiás képalkotó rendszer porosodása nagy probléma.

Hetente Fantomfelvétel (filmdenzitás 1,3- 1,8, legjobb 1,4-1,5 optikai denzitás között a mammográf 0 denzitás állásában). Rögzítendők a felvételi paraméterek is (kV, mAS- ajánlott érték: 28-29kV). Azonos mérés, azonos kazettával ,azonos filmdobozból vett filmmel. Az exponált fantomfelvételt is üzem-meleg vegyszerben kell kidolgozni. (ajánlott a szenzitometriás filmet követően előhívni) Felbontóképesség: 13 lp/mm felett (dedikált emlőfantomon)

Havonta Fantomfelvétel (képminőség) – tesztobjektumok megkívánt számszerű ábrázolása, (ld. 2. számú melléklet) Rontottfilm-analízis (az összes exponált film %-ában)

Negyedévente Felvételismétlés vizsgálata, kívánatos érték: 3% alatt Fixáló retenció vizsgálat (speciális vegyszerrel) Negyedévente Emlőkompresszió (személymérleggel – megkívánt érték 13-20 kg között)

Félévente Sötétkamra lámpa ellenőrzés

Félévente Sötétkamra fénymentesség Félévente Erősítőernyő-filmkontaktus (speciális eszközzel) Félévente Erősítőernyők érzékenysége Évente Filmnéző szekrény ajánlott fényereje 3000-6000 cd/m2 Évente Filmleletező helység háttér-megvilágítása 50 lux alatt

Technikus és/vagy szerviz:

kV, mA, mAs-linearitás, Félévente Felezőréteg (HVL) vizsgálat - 28 kV esetén 0,30-0,40 Al-ekvivalens Félévente AEC stabilitás Évente Fókuszméret, sugármező-képmező egybeesés Évente Sugárszivárgás (csőbúra) Évente Sugárdózis /belépő felületi (15 mGy alatt)- átlagos elnyelt (1,4 OD-nél, Bucky+ 4,5 cm vastag átlagos emlőfantomon mérve 2 mGy/exp. alatt)/vizsgálat. Évente

Digitális mammográfia

A digitális radiográfia fejlesztései a mammográfiában is megjelentek az utóbbi években, mely technológiának számos ismert előnye ebben az alkalmazásban is megjelenik. Mivel a digitális technológiában a képrögzítés, megjelenítés és a képtárolás egymástól elkülöníthető folyamatok, ezek külön-külön optimalizálhatók. Jelenleg négy különböző típusú digitális mammográfiás megoldást alkalmaznak, úgy, mint:

• Flat-panel foszfor rendszerű
• Scanning foszfor-CCD rendszerű
• CR rendszerű
• Szelénium flat-panel rendszerű

készülékeket. Ezek működési elvéről a Képrögzítés folyamata és eszközei jegyzetben olvashatnak bővebben. Az elmúlt években több összehasonlító vizsgálat is lezajlott, mely a digitális és hagyományos rendszerek szenzitivitását és specificitását értékelte. Ezek alapján úgy tűnik, hogy a digitális mammográfia csaknem minden aspektusból eléri vagy meghaladja a hagyományos mammográfiában mért paramétereket. Az AEC funkciója is kissé eltérő a digitális mammográfiában a hagyományoshoz képest. A hagyományos technikában a megfelelő optikai denzitás ill. sugárzás mennyiség beállítása az AEC elsőrendű funkciója, míg az „optikai denzitás” – fényerő és kontraszt – a digitális környezetben a képrögzítéstől függetlenül állítható. Az AEC feladata tehát a digitális mammográfiában a sugárzás mennyiség beállítása optimális kontraszt-zaj arány valamint detektor kapacitás mellett. Az újabb digitális detektorok egész felülete használható sugárzásérzékelőként, mely információt komplex megközelítésekre is lehetőséget adnak. A soft-copy környezetben való megjelenítés technikai standardjait szükséges megemlíteni, hiszen itt a térbeli felbontás kiemelt szereppel bír. Ezért a digitális mammográfiás felvételek értékeléséhez gyakorlatilag dedikált, nagy-felbontású monitor(ok) szükségesek. A digitális technika által érdekes új fejlesztések is zajlanak a mammográfia területén. Az egyik ilyen a DSA-hoz hasonló elven működő digitális szubtrakciós mammográfia, mellyel a malignus tumorokban jelenlévő hipervaszkularizációt lehet kimutatni. Technikai érdekessége, hogy a jódos kontrasztanyag alkalmazása miatt a mammográfiában szokásos alacsony csőfeszültség helyett magasabb kVp értékkel (~50 kV) végzik az expozíciót, mely az elnyelt dózist jelentősen csökkenti. Egy további lehetőség, hogy az ún. maszk felvételt és a kontrasztanyagos felvételt egymáshoz közeli időpontban, de különböző kVp beállítással készítik, mégpedig úgy, hogy a maszk a jód K-héj kötési energia szintje alatti (33 keV), a kontrasztos pedig a fölötti energiával készül. Ennek az eljárásnak nagy előnye az elmozdulásból eredő műtermékek kiküszöbölése.

Egy másik új eljárás a tomoszintézis, mely a hagyományos tomográfiához közeli elven alapul. A computer feldolgozás nagymértékben segít kiszűrni a csőmozgásból származó elmosódottságot, így egy-egy rétegben kapnak csak éles képet, a kérdéses réteg alatt és felett fekvő struktúrák szummációs hatása megszűnik. E módszer hátránya a megnövekedett dózis, hiszen számos expozíció is szükséges egy tomoszintetikus felvétel leképezéséhez.

Talán a legizgalmasabb új lehetőség, melyet a mammográfia digitalizálása hozott a computer-asszisztált felismerő software-ek (computar-aided detection, CAD) bevezetése volt. Ezek a software-ek képesek bizonyos gyakoribb eltérések kimutatására, pl. ahol a környezethez képest nagy denzitás változás alakul ki, mint pl. mikrokalcifikáció esetén. Az ilyen eszközöket napjainkban elsősorban előszűrésre használják, de várható, hogy egyre fejlettebb és intelligensebb módszerek születnek.

vissza a tartalomhoz: KÉPALKOTÁS ESZKÖZEI - avagy az orvosi képalkotás fizikája