Radiol 011col 1998; 32 Suppl 7: 21-65.
Tehnologija mamografij
Technology in mammography
Lucijan Miklavčič
Radiološki oddelek, Ortopedska bolnišnica Valdoltra, Ankaran
Povzetek: Za optimizacijo tehnologije v mamografiji je potrebno kvantitativno preverjanje, ki ga mora obvladati radiolog. Menim, da masikateri radiolog, ki se ukvarja z mamografijo ne pozna zadovoljivo tega dela stroke. V prispevku so bile pregledno nakazane le tiste osnove, ki so po mojem mnenju najpomembnejše; nekatera področja so bila zaradi prostorske stiske namenoma izpuščena (priprave za kompresijo in pozicioniranje, naprava za avtomatsko ekspozicijo v radiografiji, kontrola in zagotavljanje kvalitete ma-mografa). Za poglobitev osnov in za specifične tehnične rešitve se moramo posluževati s sodobnimi strokovnimi viri, ki so bogato zastopani v strokovni literaturi. Ključne besede: mamo^afija; tehnologija radiološka
Abstract: Optimization of technology in mammography requires of a radiologist that he is competent also in quantitative monitoring. I may say that a number of radiologists dealing with mammography are not sufficiently acquainted with its technological background. The article is limited to presenting the basics which are, from my viewpoint, most important; some of the fields of interest were left out due to the lack ofspace (compression preparations, positioning, an automatic exposure device, quality control and quality assurance of mammograms). In order to expand the knowledge of the basics and to be efficient in solving specific technical problems, we need to consult up-to-date technical literature and other sources. Key words: mammography; technology, radiologic
Uvod
Mamografija je posebna radiografska preiskava, ki omogoča prikaz mehkih tkiv dojke in njihovih patoloških sprememb za diagnostiko klinično že ugotovljenih sprememb ali za screning. Za kontrastno ločljivost mehkih tkiv mora marnografski sistem zagotavljati visoko kontrastnost anatomskih in patoana-tomski struktur dojke, za prikaz mikrokalci-nacij pa mora imeti dobro prostorsko ločlji-
Naslov avtorja: Prim. mag. Lucijan Miklavčič, dr. med., Ortopedska bolnišnica Valdoltra, Radiološki oddelek, Jadranska c. 31, 6280 Ankaran, Slovenija.
vost pri nizkem šumu slike. Naštete tehnične zahteve moramo izpolniti pri kar se da nižji tkivni absorbirani dozi. Izpolnimo jih z izbiro primerne tehnične opreme in potrošnih materialov in z doslednim izvajanjem kontrole in zagotavljana kvalitete. V naslednjih straneh so pregledno prikazana temeljna strokovna izhodišča, ki so potrebna za razumevanje optimizacije mamografske tehnologije.
Kontrast tkiv
Tkiva lahko ločimo zaradi razlik pri atenuaci-ji snopa žarkov X. Razlike v atenuaciji tkiv
S 16
Miklavčič L
dojke ne bi omogočale njihove kontrastne ločljivosti, če bi uporabljali napetosti v rentgenski cevi, ki jih uporabljamo običajno v radiografiji drugih anatomskih predelov. Za povečanje kontrastne ločljivosti mora biti napetost v cevi mamografa v intervalu med 22 in 35 kV. Zaradi tega posebnega napetostnega delovnega območja morajo biti nekateri deli mamografske cevi izdelani iz posebnih materialov anodna tarča (iz molibdena ali rodija, redkeje iz wolframa), izstopno okno za žarke X v ohišju cevi (vedno iz berilija) in filtri (iz molibdena ali rodija).1
Učinkovito emisijo retgenskih žarkov in filtriranje snopa pri tako nizki napetosti v cevi dobimo le pri sodobni mamografski tehnologiji. Emisijski spekter wolframove anode ni najbolj primeren, zato imajo mamografi anodno tarčo največkrat iz drugih materialov. Večina mamografov ima anodno tarčo iz molibdena, nekateri pa tudi iz rodija; v emisijskem spektru anode iz teh materialov so močno zastopane špice karakteristične emisije. Karakteristične špice imajo v radijevem emisijskem spektru višjo energijo (Ka=20,2keV, Kb=23,2keV) v primerjavi z molibdenovim (Ka=17,4keV, Kb=20,0keV). Rodijev emisijski spekter je primernejši za preboj žleznega tkiva v katerem je zmanjšan naravni kontrast tkiv zaradi zmanjšane vsebnosti maščobnega tkiva ali pa kadar gre za obilnejše dojke.2,3
Zelo pomembno je, da imajo izbrane kombinacije anodne tarče in filtra atenuacijo aluminija HVL (razpolovna debelina) okoli 0,3 mm v izbranem napetostnem delovnem območju. Le takšen izstopni snop žarkov X nam omogoča primeren kontrast tkiv pri sprejemljivi absorbirani dozi tkiv.4
Radiografski prikaz kontrasta tkiv
Radiografija je projektivna slika, ki jo dobimo s homogenim snopom žarkov X (če izvzamemo nehomogenost snopa zaradi kvantnega šuma), ki se širijo premočrtno iz žarišča
radiogene cevi proti slikanemu objektu. V naslednjih vrsticah bomo definirali nekatere količine, ki nam bodo služile za definiranje kontrasta.1
Žarki naj imajo določeno intenziteto (10). Po prehodu skozi slikani objekt vpadajo na ploskovni detektor slike (sistem folija film). Zaradi razlik v atenuaciji, ki zavisijo od aten-uacijskih koeficientov in debelin posameznih tkiv, je različno oslabljena intenziteta emer-gentnega snopa žarkov X. Izberimo dve poljubni točki (Ti, T2) na ravnini ploskovnega detektorja in v teh dveh točkah izmerimo intenziteti izstopnega sevanja (11, 12). Delež prepuščanja žarkov skozi Ti je F^I-flg, skozi T2 pa je F2=I9/Iq. Razmerje teh dve deležev C=F1/F2=I1/I2 je neodvisno od 10 (10 se manreč v enačbi ne pojavlja) in kot je razvidno iz gornje razlage, uplivajo nanj le razlike v aten-uaciji, ki zavisijo od atenuacijskih koeficientov in debelin posameznih tkiv. Količina C je torej odvisna le od energijskega spektra inci-dentne rentgenske svetlobe in od strukture objekta.1
Običajno raje uporabljamo desetiško loga-ritmično vrednost tega razmerja log C = = logl1-logl2. Logaritmično izražena količina C je namreč linearno sorazmerna črnitvi filma (kar je kontrast radiografske slike ali radiografski kontrast); zato definiramo količino logC za svojstveni (ali naravni) kontrast objekta.1
Vidno prikazan kontrast tkiv
Ravnokar definiran svojstveni kontrast objekta logC=logI1-logl2 je na radiogramu lahko vidno prikazan kot radiografski kontrast, kadar sta absolutni vrednosti izstopnega sevanja takšni, da film nanju različno reagira. Krvulja črnitve (HD krivulja sistema folija/ film) nam poda črnitev filma v odvisnosti od ekspozicije svetlobe, ki vpada nanj; naklon tangente na to krivuljo pa je sorazmeren reakciji filma.1
Tehnologija mamografij
S 17
Pri logC=log2»0,3 gre za svojstveni kontrast iz dveh točk objekta, ki ga dobimo pri razliki atenuacije iz dveh točk objekta za 1 HVL. Absolutno razmerje jakosti sevanja teh dveh točk je torej 2:1. Pri logC=log2112»0,15 gre za svojstveni kontrast iz dveh točk objekta, ki ga dobimo pri razliki atenuacije iz dveh točk objekta za 1/2 HVL. Absolutno razmerje jakosti sevanja teh dveh točk je torej 2112:lzl,41:1. Pri večini sensitometrov je stopničasta ekspozicija filma takšna, da je višina koraka (step) enaka 0,15^1/2 HVL.1
Neodvisno spremenljivko na HD krivulji črnitve filma - relativno ekspozicijo - dobimo z visoko natančnostjo in reproducibilnos-tjo z 21 stopničnim sensitometrom (s korakom logC=0,15). Odvisna spremenljivka je optična gostota (O), odčitamo jo z denzito-metrom. Optična gostota je definirana kot -logP, kjer je količina P transparenca (prosojnost) enaka frakciji intenzitet med prepuščeno in incidentno svetlobo. Takšna enota odvisne spremenljivke je bila izbrana, ker je linearno sorazmerna zaznavanju sive skale, gre torej za fiziološko enoto.1
Zaradi praktičnih razlogov je pri HD krivulji filma določen povprečni gradient črnitve filma (g) v predelu, kjer film maksimalno in linearno reagira. Povprečni gradient je definiran med točkama Ol=0,45 in 0H=2,2 in zajema torej interval DO=1,75. Izračunamo ga, tako da delimo interval 1,75 z razliko logCH-logCj. Kadar za ekspozicijo filma uprabljamo 21 stopnični sensitometer (s korakom logC=0,15) so neposredno določene le te diskretne vrednosti neodvisne in odvisne spremenljivke, željene vrednosti odvisne (0,45 in 2,2) in neodvisne spremenljivke določimo z linearno interpolacijo. Povprečni gradient mamografskega filma je višji od povprečnega filma standradnih radiogafskih filmov, primerne so vrednost okoli 3, primerneje je tudi če črnitev filma dosega višje vrednosti optične gostote (okoli 4). Zaradi te značilnosti potrebujemo pri interpretiranju mamogramov spot vizor s hiperilumnacijo.5
Občutljivost sistema folija film
Občutljivost sistema folija film je določena z logaritmom ekspozicije s katerim dosežemo črnitev filma za vrednost optične gostote 1 nad osenom filma. Z določitvijo te točke (z linearno interpolacijo na HD krivulji črnitve filma) nam je omogočena primerjava občutljivosti med sistemi folija film, ki imajo različne oblike krivulj črnitve; ravno tako lahko sledimo spremembam občutljivosti istega sistema folija film, kadar pride do sprememb v kvaliteti razvijanja.6,7
Program kontrole in zagotavljanja kvalitete
Omejil se bom le na kontrolo kvalitete filmskega razvijalnega aparata, ker se mora izvajati vsakodnevno pred pričetkom dela in ker se nanaša na predhodno definirane količine.6
V	naši državi nimamo zakonske obveznosti za takšen program. Prepričan sem pa, da je tudi strokovno (ne)znanje na tem področju vzrok za neizvajanje programa za kontrolo in zagotavljanje kvalitete. Ker nimamo lastnega programa, ga lahko povzamemo iz protokolov mednarodnih inštitucij ali inštitucij iz drugih držav.6,7,8
V	primerjavi s klasičnim radiografskim filmom, ki ima nanešeno emulzijo na obeh površinah, so običajni mamografski filmi eno-slojni. Ker moramo na eni sami emulziji ma-mografskega filma doseči črnitve, ki so višje od črnitev, ki jih dosežemo na dveh emulzi-
radiografskega filma, je emulzija mamo-grafskega filma približno dvakrat debelejša od emulzije radiografskega filma. Zaradi tega je potrebno prilagoditi delovanje filmskega razvijalnega aparata, ki ga uporabljamo za razvijanje rentgenskih filmov. še bolje pa je, če priskrbimo mamografski razvijalni aparat. Kljub optimizaciji mamografskega sistema z mamografskim razvijalnim aparatom je potrebno dosledno vsakodnevno izvajanje izbranega programa kontrole in zagotavljanja
S 18
MiklavčtčL
kvalitete. Namreč, zaradi specifičnih karakteristik enoslojnega mamografskega filma, že majhne spremembe v razvijalnem procesu povzročijo pomembno degradacijo kvalitete razvijanja.9
Resolucija-šum-absorbirana doza in izbira sistema folija film
Kvaliteta radiografske slike ne more doseči kvalitete idealne slike že zaradi dejstva, da lahko radiografijo opravimo s končno visokim številom žarkov X. Sliko z idealno kvaliteto bi dobili le z neskončnim številom fotonov X, vendar bi bila doza neskončno visoka. že ta izhodišča kažejo, da so praktične rešitve kompromisne, kjer uporabimo primerno visoko število fotonov X, tako da so šum slike, resolucija, doza sprejemljivi za diagnostično uporabo.
Za natančne povezave med temi kvalitetnimi karakteristikami bi bila potrebna zelo detajlna analiza teh kvalitetnih karakteristik (krivulja MTF, Wienerjevi spektri), ki je preobsežna, da jo bi tu predstavili. Izluščimo pa lahko nekatere značilnosti, ki so v praktičnem pristopu k optimizaciji mamografskega sistema lahko zelo pomembne. Tako je mogoče zmanjšati prikazani šum na sliki z uporabo manj občutljivega filma (ob višji tkivni absorbirani dozi) ali z uporabo debelejše folije (z zmanjšanjem resolucije). Resolucijo sistema folija film najbolje izboljšamo, če uporabimo tanjšo folijo (ob višji tkivni absorbirani dozi) ali kvalitetnejši, manj občutljiv film (ob višji tkivni absorbirani dozi).7'10-12
Neposredna radiografska povečava
Direktna radigrafska povečava je specialna tehnika slikanja katere namen je boljši prikaz drobnih anatomskih struktur (kot so mikro-kalcinacije) ali boljši prikaz kontur večjih anatomskih struktur na radiogramu (kot so
fokalne sence, ki jih želimo natančneje analizirati). Dosežemo jo tako, da oddaljimo objekt slikanja od detektorja slike. Pri tem je fakor povečave (M) geometrično določen z razmerjem med razdaljama žarišče-film (FF) in žarišče-anatomska struktura (FO).1
Geometrično neostrost konture objekta pa določa produkt med debelino fokusa (f) in (M-1). Sprejemljiva geometrična neostrost ne sme presegati ostalih neostrosti (predvsem neostrost folije), mora biti pod vrednostjo 0,1 mm. Zaradi tega je pri fokusu efektivnega premera 0,1mm najvišji smiselen faktor povečave 2.13
Z direktno radiografsko povečavo slikamo z ožje omejenim snopom žarkov X, tako da je izpostavljen žarkom X manjši volumen dojk iz katerega se sipa manjša količina sekundarnega sevanja. Zaradi spremenjene smeri sekundarnega sevanja in oddaljenosti dojke od kasete večina sipanja, za razliko od primarnega sevanja, ne vpada na površino filma, kjer se tvori slika. Zato je nesmiselna uporaba ra-diografskih rešetk pri tehniki slikanja z direktno radiografsko povečavo.1,14
Mamografske rešetke
Z razvojem moderne tehnologije radiograf-skih rešetk, ko so se namesto aluminija začeli uporabljati organski materiali za prosojne rešetkine lamele, je postala smiselna uporaba rešetk tudi v mamografiji. Rešetkina lamela iz organskega materiala zadovoljivo prepušča primarni snopa žarkov iz mamografa, te zahteve aluminijeva rešetka gotovo ne izpolnjuje (HVL mamografskega snopa je okoli 0,3 mm Al). Ker je razmerje med sipanjem in primarnimi žarki v snopu (Si/Pr), ki vpada na mamografsko kaseto nizka v primerjavi z običajnimi pogoji slikanja v radiografiji, hkrati pa gre za snop, ki ima nizko povprečno energijo, se v mamografiji uporabljajo rešetke, ki imajo nizko razmerje rešetke (R). Razmerje rešetke praviloma ne presega vrednosti
Tehnologijn inamografij
S 19
5, z njim dosežemo zadovoljivo znižanje razmerja Si/Pr pri nizkem Bucky faktorju.1,15
Zaključek
Za optimizacijo tehnologije v mamografiji je potrebno kvantitativno preverjanje, ki ga mora obvladati radiolog. Menim, da masika-teri radiolog, ki se ukvarja z mamografijo ne pozna zadovoljivo tega dela stroke.
V prispevku so bile pregledno nakazane le tiste osnove, ki so po mojem mnenju najpomembnejše; nekatera področja so bila zaradi prostorske stiske namenoma izpuščena (priprave za kompresijo in pozicioniranje, naprava za avtomatsko ekspozicijo v radiografiji, kontrola in zagotavljanje kvalitete mamogra-fa). Za poglobitev osnov in za specifične tehnične rešitve se moramo posluževati s sodobnimi strokovnimi viri, ki so bogato zastopani v strokovni literaturi.
Literatura
1.	Curry TS, Dowdey JE, Murry RC. Christensen's introduction to the physics of dingnostic radiology. 3th ed. Philadelphia: Lea & Febiger; 1984.
2.	Thilander Klang AC, Ackerholm PH, Berlin IC, Bjurstam NG, Mattsson SL, MAnsson LG, von Scheele C, Thunbcrg SJ. Influence of anode-filter combinations on image quality and radiation dose in 965 women undergoing mammography. Rndiolo-gy 1997; 203: 348-54."
3.	Desponds L, Depeursinge C, Grecescu M, Hessler C, Samiri A, Valley JF. Influence of anode and filter material on image quality and glandular dose for screen-film mammography. Phys Med Biol 1991; 36: 1165-82.
4.	Calicchia A, Gambaccini M, Indovina PL, Mazzei F, Pugliani L. Niobium/molybdenum K-edge filtra-
tion in mammography: contrast and dose evaluation. Phys Med Biol 1996; 41: 1717-26.
5.	Hill SJ, Faulkner K, Law J, Starritt HC. Film viewing conditions in mammography. Br J Rndiol '1997; 70: 409-11.
6.	Nassivera E, Nardin L. Daily quality control programme in mammography. Br J Rndiol 1996; 69: 148-52.
7.	Schueler BA, Gray JE, Gisvold JJ. A comparison of mammography screen-film combinations. Radiology 1992; 184: 629-34.
8.	Nassivera E, Nardin L. Quality control programme in mammography: second level quality controls. Br J Radiol 1997; 70: 612-8.
9.	Eklund GW, Cardenosa G, Parsons W. Assessing adequacy of mammographic image quality. Rndiol-ogy 1.994; 190: 297-307.
10.	Brink C, de Villiers JF, Lotter MG, van Zyl M. The influence of film processing temperature and time on mammographic image quality. Br J Radiol 1993; 66: 685-90. "
1. Wojtasek DA, Tcixidor HS, Govoni AF, Gareen IF. Diagnostic quality of mammograms obtained with a new low-radiation-dose dual-screen and dualemulsion film combination. Am J Roentgenol 1990; 154: 265-70.
12.	Vyborny CJ, Loo LN, Doi K. The energy-dependent behavior of noise Wiener spectra in their low-frequency limits: comparison with simple theory. Rndiology 1982; 144: 619-22.
13.	Huda W, Steinbach BG, Geiser WR, Belden CJ. Optimal technique factors for magnification mammography. Invest Radiol 1997; 32: 378-81.
14.	Persliden J, Carlsson GA. Scatter rejection by air gaps in diagnostic radiology. Calculations using a Monte Carlo collision density method and consideration of molecular interference in coherent scattering. Phys Med Biol 1997; 42: 155-75.
15.	Chan HP, Frank PH, Doi K, lida N, Higashida Y. Ultra-high-strip-density radiographic grids: a new antiscatter technique for mammography. Radiology 1985; 154: 807-15.