Grandezze dosimetriche in mammografia
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<strong>Grandezze</strong> Dosimetriche rilevabili per la radioprotezione del paziente <strong>in</strong> diagnostica per immag<strong>in</strong>i<br />
Lucca 10 Febbraio 2009<br />
<strong>Grandezze</strong> <strong>dosimetriche</strong><br />
<strong>in</strong> <strong>mammografia</strong><br />
Luca Bernardi<br />
Barbara Lazzari<br />
Manag<strong>in</strong>g patient dose <strong>in</strong> digital radiography<br />
Azienda USL3 Pistoia – U.O. Fisica Sanitaria<br />
ICRP Publication 93<br />
GRUPPO REGIONALE TOSCANO<br />
Approved by the Commission <strong>in</strong> November<br />
2003<br />
ICRP 93 – Ma<strong>in</strong> Po<strong>in</strong>ts<br />
ICRP 93 – Ma<strong>in</strong> Po<strong>in</strong>ts<br />
• With digital systems, an overexposure can<br />
occur without an adverse impact on image<br />
quality.<br />
• Overexposure may not be recognised by<br />
the radiologist or radiographer.<br />
• Different medical imag<strong>in</strong>g tasks require<br />
different levels of image quality. The objective<br />
is to avoid unnecessary patient doses; doses<br />
which have no additional benefit for the cl<strong>in</strong>ical<br />
purpose <strong>in</strong>tended.<br />
• In conventional radiography, excessive exposure produces<br />
a “black” film and <strong>in</strong>adequate exposure produces a<br />
“white” film, both with reduced contrast. In digital<br />
systems, image brightness can be adjusted post<br />
process<strong>in</strong>g <strong>in</strong>dependent of exposure level.<br />
ICRP 93 RECCOMENDATIONS<br />
GRANDEZZE DOSIMETRICHE<br />
• Local diagnostic reference levels should<br />
be reviewed when new digital systems are<br />
<strong>in</strong>troduced <strong>in</strong> an operational facility.<br />
• Frequent patient dose audits should occur<br />
when digital techniques are <strong>in</strong>troduced <strong>in</strong><br />
an operational facility.<br />
Esposizione: descrive la capacità dei raggi X di<br />
produrre ionizzazione <strong>in</strong> aria [Ckg -1 ]<br />
Roentgen (R) 1R=2,58 10 -4 Ckg -1<br />
dQ<br />
X =<br />
dm<br />
dQ è il valore assoluto della carica totale di ioni di un<br />
segno prodotti <strong>in</strong> aria quando tutti gli elettroni (positivi<br />
e negativi) liberati dai fotoni nell’elemento di volume<br />
dm sono completamente fermati <strong>in</strong> aria.<br />
1
GRANDEZZE DOSIMETRICHE<br />
Trasferimento di energia al mezzo attraversato da parte<br />
della radiazione <strong>in</strong>cidente:<br />
D<br />
– Prima fase: messa <strong>in</strong> movimento dei secondari carichi (KERMA –<br />
K<strong>in</strong>etic Energy Released to the MAtter; [Gray (Gy); Jkg -1 ]<br />
dEtr<br />
K =<br />
dm<br />
dE tr è la somma delle energie c<strong>in</strong>etiche <strong>in</strong>iziali di tutte<br />
le particelle cariche prodotte da radiazioni<br />
<strong>in</strong>direttamente ionizzanti <strong>in</strong> un certo elemento di<br />
volume di specificato materiale e di massa dm .<br />
– Seconda fase: secondari carichi depositano l’energia attraverso<br />
le collisioni che subiscono nel mezzo<br />
__<br />
d ε<br />
dm<br />
Dose Assorbita: tiene conto dell’effetto f<strong>in</strong>ale<br />
dei processi sopra descritti; [Gray (Gy); Jkg -1 ]<br />
= dε è il valore medio dell’energia impartita alla materia <strong>in</strong> un<br />
volume <strong>in</strong>f<strong>in</strong>itesimo di massa dm.<br />
Indicatori di rischio da radiazioni ionizzanti<br />
Dose Assorbita: non tiene conto della diversità degli effetti biologici<br />
<strong>in</strong>dotti da radiazioni di diversa qualità<br />
Equivalente di Dose: la dose assorbita viene ponderata con<br />
opportuni fattori per tenere conto della diversa qualità<br />
della radiazione; [Sievert (Sv); Jkg -1 ]<br />
H = Q ⋅ D<br />
D = dose assorbita<br />
Q = fattore di qualità della radiazione<br />
(per raggi X Q=1)<br />
Equivalente di Dose Efficace: <strong>in</strong>troduce un ulteriore<br />
fattore di ponderazione relativo all’organo o tessuto<br />
irradiato; [Sievert (Sv); Jkg -1 ]<br />
H<br />
E<br />
= ∑ wT<br />
⋅ H<br />
T<br />
T<br />
H T = equivalente di dose per quel dato tessuto o<br />
organo<br />
w T = fattore di ponderazione relativo a quel<br />
determ<strong>in</strong>ato tessuto o organo<br />
Indicatore di rischio <strong>in</strong> <strong>mammografia</strong><br />
European Guidel<strong>in</strong>es for QA <strong>in</strong> breast cancer<br />
screen<strong>in</strong>g and diagnosis (4 th edition)<br />
E’ comunemente accettato che la dose assorbita nel tessuto<br />
ghiandolare caratterizzi il rischio di cancerogenesi associato<br />
all’esposizione della mammella.<br />
Average Glandular Dose (AGD)<br />
è la grandezza dosimetrica normalmente utilizzata <strong>in</strong><br />
<strong>mammografia</strong>. [Sievert (Sv)]<br />
• Non può essere misurata direttamente sulla paziente<br />
• Il Kerma <strong>in</strong> aria <strong>in</strong>cidente sulla superficie superiore della mammella<br />
(senza backscatter) può essere facilemnte misurato<br />
• Servono dei coefficienti di conversione che mettano <strong>in</strong> relazione K<br />
con AGD<br />
European Protocol for Dosimetry <strong>in</strong> Mammography<br />
EUR 16263 EN<br />
Average glandular dose (AGD)<br />
• Non può essere misurata direttamente<br />
sulla paziente<br />
• Il Kerma <strong>in</strong> aria <strong>in</strong>cidente sulla superficie<br />
superiore della mammella (senza<br />
backscatter) può essere facilmente<br />
misurato<br />
• Servono dei coefficienti di conversione che<br />
mettano <strong>in</strong> relazione K con AGD<br />
2
Indicatore di rischio <strong>in</strong> <strong>mammografia</strong><br />
Indicatore di rischio <strong>in</strong> <strong>mammografia</strong><br />
AGD = K ⋅ g ⋅c<br />
⋅ s<br />
K = KERMA <strong>in</strong> aria alla superficie <strong>in</strong>gresso mammella/fantoccio (no scatter)<br />
g = fattore correttivo KERMA <strong>in</strong> aria – dose ghiandolare <strong>in</strong> una mammella con<br />
glandularity 50%<br />
c = fattore correttivo per la diversa glandularity rispetto al 50% (<strong>in</strong> relazione<br />
all’età).<br />
s = fattore correttivo qualità del fascio (Mo/Mo, Mo/Rh, Rh/Rh)<br />
•Dance D R 1990 Monte Carlo calculation of conversion factors for the estimation of mean glandular breast<br />
dose Phys.Med. Biol. 35 1211–19<br />
•Dance D R 2000 Additional factors for the estimation of mean glandular breast dose us<strong>in</strong>g the UK<br />
mammography dosimetry protocol Phys.Med. Biol. 45 3225–40<br />
Nuovi materiali anodo/filtro!! (W/Rh; W/Al)<br />
Non sono ancora disponibili i corrispondenti fattori correttivi<br />
Modello utilizzato per il codice Monte Carlo<br />
Modello utilizzato per il codice Monte Carlo<br />
Focal spot<br />
Distanza fuoco-rivelatore<br />
Calcola l’energia<br />
depositata nel tessuto<br />
mammario<br />
Compressore<br />
Spessore della<br />
mammella<br />
compressa<br />
16 cm di diametro<br />
T<br />
Visione CC<br />
T<br />
Visione LAT<br />
0,1% ……... 50% ……... 100%<br />
GLANDULARITY<br />
99% di tessuto<br />
adiposo<br />
Frazione <strong>in</strong> peso del tessuto<br />
ghiandolare, esclusa la cute.<br />
Il tessuto ghiandolare e quello adiposo<br />
sono distribuiti uniformemente<br />
100% di tessuto<br />
ghiandolare<br />
0,5 cm cute<br />
Modello utilizzato per il codice Monte Carlo<br />
g-factors<br />
• Il fattore correttivo g è valido per una mammella di 50%<br />
glandularity.<br />
• In l<strong>in</strong>ea di pr<strong>in</strong>cipio, oltre che dallo spessore della<br />
mammella compressa, g dipende sia dalla coppia<br />
anodo/filtro che dai kV.<br />
Semplificazione<br />
2 cm ……... 5 cm ……... 11 cm<br />
SPESSORE MAMMELLA COMPRESSA<br />
• Tabelle dei fattori g <strong>in</strong> funzione del SEV (HVL) e dello<br />
spessore della mammella compressa.<br />
• Per gli spettri che venivano usati nel 2000<br />
l’approssimazione è <strong>in</strong>feriore a ± 5%<br />
3
g-factors<br />
c-factors<br />
0,7<br />
0,6<br />
0,5<br />
0,4<br />
0,3<br />
0,2<br />
g-factor<br />
HVL [mm<br />
0,25<br />
0,3<br />
0,35<br />
0,4<br />
0,45<br />
0,5<br />
0,55<br />
• Le mammelle reali non hanno una<br />
glandularity del 50%<br />
• I c-factors sono stati calcolati da 0,1% a<br />
100% di glandularity<br />
• Ampia tipologia di spettri utilizzata<br />
rispetto a considerare solo il 50% di<br />
glandularity: variazione con HVL<br />
0,1<br />
0,6<br />
0<br />
0 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12<br />
spessore mammella compressa [cm]<br />
c-factors vs breast thickness @ 0,35 mmAl of HVL<br />
c-factors vs breast glandularity @ 0,45 mmAl of HVL<br />
•Dance D R 2000 Additional factors for the estimation of mean glandular breast dose us<strong>in</strong>g the UK<br />
mammography dosimetry protocol Phys.Med. Biol. 45 3225–40<br />
•Dance D R 2000 Additional factors for the estimation of mean glandular breast dose us<strong>in</strong>g the UK<br />
mammography dosimetry protocol Phys.Med. Biol. 45 3225–40<br />
c-factors vs HVL @ 5 cm breast thickness<br />
Breast glandularity<br />
Che glandularity deve essere considerata<br />
per il calcolo della AGD<br />
4
S-factors<br />
W/Ag spectra<br />
Courtesy of David Dance<br />
S<br />
Max Error<br />
Mo/Mo 1.000 3.1%<br />
Mo/Rh 1.017 2.2%<br />
Rh/Rh 1.061 3.6%<br />
Rh/Al 1.044 2.4%<br />
W/Rh 1.042 2.1%<br />
Nuovi materiali anodo/filtro (W/Ag; W/Al)<br />
Non sono ancora disponibili i corrispondenti fattori correttivi<br />
No of photons<br />
7<br />
6<br />
5<br />
4<br />
3<br />
2<br />
1<br />
0<br />
10 15 20 25 30 35 40<br />
Energy keV<br />
W/Ag s-factor vs Ag thickness<br />
Courtesy of David Dance<br />
S-factor for W/0.5 mm Al<br />
Courtesy of David Dance<br />
Detailed study: 50-75 µm Ag<br />
S= 1.042<br />
Max fractional error 4.6%<br />
• Very wide spectra with low filtration<br />
• HVL strongly <strong>in</strong>fluenced by low energy part of<br />
spectrum<br />
• Penetration through breast <strong>in</strong>fluenced by high<br />
energy part of spectrum<br />
• Not possible to have a s<strong>in</strong>gle s-factor<br />
S-factors for W/Al –<br />
Typical glandularity ranges only<br />
Courtesy of David Dance<br />
“Standard breasts”<br />
s-factor<br />
1,3<br />
1,2<br />
1,1<br />
1<br />
0,9<br />
Maximum variation for<br />
fixed thickness is ±3%<br />
2 4 6 8 10<br />
Breast thickness cm<br />
• Per I controlli di qualità e per<br />
<strong>in</strong>terconfronti, serve un fantoccio<br />
• Il fantoccio deve essere semplice,<br />
riproducibile e poco costoso (PMMA)<br />
• Deve essere approssimativamente<br />
equivalente a una mammella compressa.<br />
5
Corrispondenza tra Mammella e PMMA<br />
Dati sperimentali – PMMA CC<br />
Average Glandular Dose vs PMMA thickness<br />
PMMA thickness (cm)<br />
10<br />
8<br />
6<br />
4<br />
2<br />
Equality<br />
PMMA<br />
AGD [mGy]<br />
7,0<br />
6,0<br />
5,0<br />
4,0<br />
3,0<br />
2,0<br />
1,0<br />
PMMA<br />
AGD console A/F kV mAs AGD<br />
[cm]<br />
acc<br />
2 Mo/Mo 25 36 0,94<br />
achiev<br />
3 Mo/Mo 26 50 1,18<br />
Measured data<br />
4 Mo/Rh 27 63 1,59<br />
4,5 Rh/Rh 29 56 1,81<br />
5 Rh/Rh 29 63 1,88<br />
6 Rh/Rh 29 80 2,08<br />
6,5 Rh/Rh 31 71 2,21<br />
7 Rh/Rh 30 0,00<br />
2 4 6 8 10<br />
Breast thickness (cm)<br />
0,0<br />
1 2 3 4 5 6 7 8<br />
PMMA [cm]<br />
•Sechopoulos I, “Radiation Dose to Organs and Tissues from Mammography: Monte Carlo and<br />
Phantom Study” Radiology, 246(2) Feb 2008 434 - 443<br />
Dose to organs per Unit Glandular Dose to the imaged Breast <strong>in</strong> CC View<br />
Conclusioni<br />
• La Dose Ghiandolare Media (AGD) è l’<strong>in</strong>dice<br />
dosimetrico comunemente accettato come<br />
rappresentativo del rischio da radiazioni ionizzanti<br />
<strong>in</strong> seguito ad irraggiamento della mammella.<br />
• La AGD viene anche presa come <strong>in</strong>dice guida per la<br />
stima della dose agli altri organi <strong>in</strong> seguito ad una<br />
<strong>mammografia</strong> bilaterale standard<br />
• Sono ben codificate e condivise le procedure per la<br />
misura o per la stima della AGD rendendo possibile<br />
confronti dosimetrici accurati sia a livello locale che<br />
<strong>in</strong>ternazionale<br />
Conclusioni<br />
• Nell’header Dicom di immag<strong>in</strong>i MG da sistemi digitali diretti<br />
sono già previsti dei campi che riportano: kV, mAs, anodo,<br />
filtro, spessore mammella compressa.<br />
• Il sistema RIS devono per forza contenere <strong>in</strong> formato<br />
elettronico i dati relativi alla diagnostica nella quale è stato<br />
eseguito l’esame e l’ anagrafica della paziente (età).<br />
GRAZIE PER L’ATTENZIONE!<br />
Luca Bernardi<br />
• Disponendo della caratterizzazione dosimetrica della<br />
sorgente (Kerma <strong>in</strong> aria per diversi kV e per le diverse<br />
accoppiate anodo/filtro).<br />
• E’ possibile pensare ad una procedura automatica che<br />
permetta il calcolo della AGD <strong>in</strong> tempo reale per ciascuna<br />
esposizione per s<strong>in</strong>gola paziente <strong>in</strong>tegrato nel sistema RIS-<br />
PACS.<br />
l.bernardi@usl3.toscana.it<br />
b.lazzari@usl3.toscana.it<br />
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