Korszerű minőségellenőrzés és sugárvédelem a nukleáris medicinában
PhD értekezés
DR. SÉRA TERÉZ
Szegedi Tudományegyetem Nukleáris Medicina Intézet
Szeged, 2004.
Tartalom Korszerű minőségellenőrzés és sugárvédelem a nukleáris medicinában ................................................................1 Tartalom...................................................................................................................................................................2 1. Bevezetés és célkitűzések ....................................................................................................................................1 2. Irodalmi áttekintés ...............................................................................................................................................3 2.1. A minőségellenőrző standardok, protokollok kialakulása, fejlődése ....................................................................3 2. 1.1. Nemzetközi standardok.........................................................................................................................4 2.1.2. A minőségellenőrző protokollok gyakorlati alkalmazásának főbb szempontjai ....................................6 2.1.3. Minőségellenőrző eszközök...................................................................................................................8 2.1.4. A nukleáris medicinai képek hálózati továbbítása .................................................................................9 2.1.5. Nemzeti és nemzetközi összehasonlító vizsgálatok ...............................................................................9 2.1.6. Jelenlegi nemzetközi elvárások, hazai és szegedi helyzet....................................................................11 2.2. Foglalkozási sugárterhelésnek kitett dolgozók egészsége védelmének főbb szempontjai..........................12 2.2.1. Dóziskorlátok.......................................................................................................................................14 2.2.2. Ionizáló sugárzás kibocsátásával járó tevékenység a Szegedi Tudományegyetemen ..........................16 3. Saját vizsgálatok ................................................................................................................................................17 3.1. Módszerek ....................................................................................................................................................17 3.1.1. Minőségellenőrző fantomok ................................................................................................................17 3.1.1.1. Dinamikus vonalfantom .................. ............................................................................................. 17 3.1.1.2. BAR fantom .... ............................................................................................................................. 17 3.1.1.3. Csontfantom .................. ...............................................................................................................18 3.1.1.4. SPECT összparaméter fantom, máj fantom, pajzsmirigy fantom .................................................19 3.1.1.5. CT fantomok .................................................................................................................................20 3.1.1.6. Ultrahang fantom ..........................................................................................................................20 3.1.1.7. Emlő fantom..................................................................................................................................21 3.1.1.8. DSA szoftver fantom ....................................................................................................................22 3.1.2. A fantomfelvételek elkészítése ............................................................................................................22 3.1.2.1. Dinamikus vonalfantom leképezése..............................................................................................22 3.1.2.2. BAR fantomok leképezése............................................................................................................26 3.1.2.3. Csontfantom leképezése................................................................................................................27 3.1.2.4. SPECT összparaméter fantom, máj fantom és pajzsmirigy fantom leképezése............................28 3.1.2.5. CT-, ultrahang-, emlő fantomok és DSA szoftver fantom leképezése ..........................................30 3.1.3. A fantomfelvételek kiértékelése...........................................................................................................32 3.1.3.1. Dinamikus vonalfantom................................................................................................................32 3.1.3.2. BAR fantomok ..............................................................................................................................32 3.1.3.3. Csontfantom..................................................................................................................................32 3.1.3.4. SPECT összparaméter-, máj- és pajzsmirigy fantom....................................................................33 3.1.3.5. CT-, ultrahang-, emlő fantomok és DSA szoftver fantom ............................................................33 3.1.4. Sugárzásmérő műszerek.......................................................................................................................34 3.1.4.1. Intraoperativ gammaszonda ..........................................................................................................34 3.1.4.2. Gammaszonda (proporcionális számlálócső)................................................................................34 3.1.4.3. Személyi dózismérő (félvezető detektoros) .................... ............................................................. 35 3.1.4.4. Gyűrűdoziméter (termolumineszcens) ..........................................................................................35 3.2. Gammakamera detektor minőségellenőrzése dinamikus vonalfantommal .................................................36 3.2.1. Bevezetés .............................................................................................................................................36 3.2.2. Módszerek............................................................................................................................................37 3.2.3. Eredmények .........................................................................................................................................37 3.2.4. Megbeszélés.........................................................................................................................................40 3.3. Gammakamera detektor homogenitásának vizsgálata dinamikus vonalfantommal....................................41 3.3.1. Bevezetés .............................................................................................................................................41 3.3.2. Módszerek............................................................................................................................................42 3.3.3. Eredmények .........................................................................................................................................43 3.3.3. Megbeszélés.........................................................................................................................................47
3.4. Különböző sugárforrásokkal készített csontfantom-felvételek minőségének összehasonlítása ..................49 3.4.1. Bevezetés .............................................................................................................................................49 3.4.2. Módszerek............................................................................................................................................50 3.4.3. Eredmények .........................................................................................................................................51 3.4.4. Megbeszélés.........................................................................................................................................54 3.5. Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet ....55 3.5.1. Bevezetés .............................................................................................................................................55 3.5.2. Módszerek............................................................................................................................................56 3.5.3. Eredmények .........................................................................................................................................58 3.5.4. Megbeszélés.........................................................................................................................................69 3.6. Nukleáris medicinai és radiológiai képek hálózati továbbításának minőségellenőrzése.............................72 3.6.1. Bevezetés .............................................................................................................................................72 3.6.2. Módszerek............................................................................................................................................73 3.6.3. Eredmények .........................................................................................................................................74 3.6.4. Megbeszélés.........................................................................................................................................77 3.7. 99mTc-DTPA radioaeroszollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfia sugárvédelmi vonatkozásai ................81 3.7.1. Bevezetés .............................................................................................................................................81 3.7.2. Módszerek............................................................................................................................................81 3.7.3. Eredmények .........................................................................................................................................84 3.7.4. Megbeszélés.........................................................................................................................................87 3.8. 99mTc humán albumin kolloiddal végzett sentinel nyirokcsomó detektálásának sugárvédelmi adatai........89 3.8.1. Bevezetés .............................................................................................................................................89 3.8.2. Módszerek............................................................................................................................................91 3.8.3. Eredmények .........................................................................................................................................92 3.8.4. Megbeszélés.........................................................................................................................................94 4. Megállapítások...................................................................................................................................................97 5. Az eredmények hasznosításának lehetőségei.....................................................................................................98 6. Köszönetnyilvánítás.........................................................................................................................................100 7. Felhasznált irodalom........................................................................................................................................102 8. Az értekezés alapjául szolgáló közlemények és szakfolyóiratban megjelent előadáskivonatok jegyzéke.......113 9. Összefoglalás ................................................................................................................................................... 115 10. Summary........................................................................................................................................................ 121
1. Bevezetés és célkitűzések Az orvosi diagnosztika fejlett technológiát alkalmazó szakterületein, így a nukleáris medicinában is, a teljes diagnosztikai folyamat minőségének rendszeres ellenőrzésére van szükség. Az Egészségügyi Világszervezet dokumentuma (WHO 1982) a nukleáris medicinai vizsgálatok minőségbiztosításának céljait a következőképpen definiálta: – a diagnosztikai információ minőségének javítása – minimális mennyiségű radioaktív izotóp használata, mellyel a kívánt diagnosztikai információ elérhető – a minőségellenőrzéshez rendelkezésre álló összes eszköz effektív használata. Évekkel ezelőtt intézetünkben, a nukleáris medicinai vizsgálatok minőségének biztosítására feladatokat a készülékek minőségellenőrzése területén kaptam. Az in vivo és in vitro vizsgálatokra használt nukleáris műszerek minőségellenőrzésére egy korszerű minőségellenőrzési protokollt vezettünk be 1991-ben. Az idő tájt került beszerzésre a Siemens Diacam-Icon SPECT készülék, mely akkor Magyarországon a legkorszerűbb berendezésnek számított. Dinamikus vonalfantomot is vásároltunk, a gammakamerák detektorainak ellenőrzésére. A dinamikus vonalfantommal ellenőriztük gammakameráink és SPECT készülékeink detektorait. Az Egészségügyi Világszervezet és a Nemzetközi Atomenergia Ügynökség 1994-ben nemzetközi körkísérletet szervezett a nukleáris medicinai képalkotó berendezésekkel végzett csontvizsgálatok minőségének, fekete doboz típusú, transzmissziós csontfantommal történő ellenőrzésére. A MONT Méréstechnikai Munkacsoport szervezésében hazánk is bekapcsolódott a körkísérletbe. Az intézetünkben összeállított protokoll alapján, háromfős munkacsoportunk, a MEDISO Kft és a Gamma Művek Rt. közreműködésével, 38 gammakamerával és/ vagy SPECT készülékkel rendelkező 22 hazai izotóplaboratóriumban végzett méréseket. Az eredményeket kiértékeltük, a résztvevőket egyenként tájékoztattuk saját teljesítményükről, illetve a hazai leggyengébb, legjobb és átlagértékekről. A Szegedi Tudományegyetemen 1994–1995-ben, FEFA támogatásával kifejlesztettek egy digitális képtovábbító, képtároló és visszakereső (PACS) rendszert. Munkacsoportunk megvizsgálta, hogy kontrollált környezetben, fantomfelvételek továbbításakor milyen teljesítménnyel működik a rendszer. A minőségellenőrzéssel kapcsolatos tudományos feladataim teljesítését követően érdeklődésem egyre inkább a sugárvédelem irányába fordult. 1997-ben intézetünk bekapcsolódott az
2
Oktatási Minisztérium által szervezett Országos Sugárfigyelő Jelző és Ellenőrző Rendszerbe (OSJR). Az OSJR feladatok finanszírozására biztosított keretből, az elmúlt évek során beszereztünk két darab nagy érzékenységű, a természetes környezeti háttér változásainak mérésére is alkalmas proporcionális számlálócsövet, egy Geiger-Müller számlálócsöves sugárzásmérő készüléket, egy felületi szennyezettségmérőt, illetve számítógépes programmal vezérelhető elektronikus személyi dozimétereket. A sugárvédelmi eszközökkel diagnosztikai és terápiás tevékenységünk során végeztünk méréseket. Az értekezésben összefoglalt vizsgálatokban a következő főbb kérdésekre kerestünk választ: 1. A dinamikus vonalfantom gammakamerák mely paramétereinek vizsgálatára alkalmas? 2. A dinamikus vonalfantom milyen feltételek mellett alkalmazható a gammakamera detektorok homogenitásának vizsgálatára? 3. A transzmissziós fantomfelvételek minőségét miként befolyásolja a leképezésre használt síkforrás típusa? 4. A magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumok milyen színvonalon és milyen találati biztonsággal végeznek csontszcintigráfiát? 5. A Szegedi Tudományegyetemen üzembe helyezett digitális képtovábbító, képtároló és visszakereső (PACS) rendszer kontrollált környezetben, fantomfelvételek továbbításakor milyen hatásfokkal működik? Okoz-e a képtárolás illetve továbbítás információ veszteséget? 6. A 99m-Tc-DTPA radioaeroszollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfiás vizsgálatok alkalmával milyen mennyiségű radioaeroszol jut ki a vizsgálóhelyiség légterébe, és az milyen mértékű háttérdózis emelkedéssel jár? A vizsgálatokat végző dolgozó mekkora dózisterhelésnek van kitéve és melyek az inkorporált radiofarmakonra jellemző kritikus szervei? 7. A melanoma malignum sebészeti ellátása alkalmával, a radioaktív anyaggal jelölt nyirokcsomók intraoperativ detektálása és eltávolítása során, a nyitott radioaktív sugárforrásokkal történő eljárásokban képzetlen sebészeti dolgozók milyen mértékű sugárterhelésnek vannak kitéve? A felsorolt kérdések megválaszolására végzett munkám eredményeit jelen értekezésben foglaltam össze.
3
2. Irodalmi áttekintés 2.1. A minőségellenőrző standardok, protokollok kialakulása, fejlődése A minőségellenőrző standardok, protokollok olyan operációs technikák és eljárások öszszessége, melyek a minőségi követelmények teljesítését szolgálják. A minőségellenőrző tesztek adatai biztosítják a meghatározható, a mérhető és a nyomon követhető paraméterek optimális szinten tartását humán és technikai vonatkozásban egyaránt. A nukleáris medicinai gyakorlatban a minőségellenőrzés szerves részét képezi a készülékek ellenőrzése. A 70-es évek végén, 80-as évek elején a gammakamerák működését befolyásoló tényezők fontosságát egyre többen kezdték el hangoztatni (Rhodes BA. 1977; Rollo F. 1977; Graham LS. 1983), ami a minőségellenőrzésre irányította a figyelmet. A minőség ellenőrzésére vonatkozó első javaslatok egy-egy intézet egyedi elképzeléseit tükrözték (Moretti JL és mtsai. 1976; Hine GJ. 1977; Pars P és mtsai. 1977; Lim C és mtsai. 1978; Royal HD és mtsai. 1979; Chapman DR és mtsai. 1980; Smith MA és mtsai. 1980). A legfontosabbnak tartott paraméter a detektorok homogenitása volt, melyet pont- vagy síkforrással készített felvételekkel vizsgáltak. A képeket kezdetben vizuálisan, majd a számítógépes adatfeldolgozók megjelenését követően, kvantitatívan is értékelték. A detektorok érzékenységét az egységnyi aktivitású sugárforrásból begyűjtött impulzusszámmal mérték, a geometriai felbontás vizsgálatára pedig fantomokat használtak. A képalkotó eljárások gyors terjedésével párhuzamosan szükségessé vált a különböző javaslatok egységesítése. A gammakamerák gyártási technológiájának fejlődése, az egyre újabb készüléktípusok megjelenése szükségessé tette olyan ellenőrző rendszer megtervezését, mely lehetővé teszi a különböző gyártók termékeinek objektív összehasonlítását. A teljesítőképességet leginkább jellemző paraméterek meghatározására, a reprodukálható méréstechnikai körülmények megvalósítására szakmai szervezetek, illetve munkacsoportok az ajánlások egész sorát dolgozták ki. Elsőként az Egyesült Államokban működő szervezetek, így a Hospital Physicists’ Association (HPA), az American Association of Physicists in Medicine (AAPM), valamint a Bureau of Radiological Health (BRH), minőségellenőrzéssel foglalkozó munkaértekezleteket és konferenciákat szerveztek (HPA 1978, 1983; AAPM 1980, 1982, 1987; BRH 1976, 1984, 1986), ahol kísérletet tettek a gammakamerák minőségének ellenőrzésére szolgáló egységes javaslatok kidolgozására.
4
2. 1.1. Nemzetközi standardok NEMA standardok 1980-ban a „National Electrical Manufacturers’ Association (NEMA)” egyesület kiadta az NU1-1980 „Performance Measurements of Scintillation Cameras” (NEMA 1980) dokumentumát, mely elsősorban a gammakamera gyártó cégek számára készült és olyan kritériumokat tartalmazott, melyek alapján a különböző cégek egységes módon tudták meghatározni és közzétenni a gammakamerákat jellemző minőségi paramétereiket. A minőségellenőrző tesztek elsősorban a detektorok intrinsic paramétereire vonatkoztak, a méréseket kollimátor és szóróközeg nélkül kellett elvégezni. A NEMA protokollok kidolgozása jelentős hatást gyakorolt a műszerpiacra, a minőségellenőrzés szakmai fogalmainak kialakulására és a minőségellenőrző módszerek elterjedésére. Jóllehet, a méréseket nem a klinikai körülmények figyelembevételével tervezték, a felhasználók, a standardok megjelenését követően szinte azonnal elkezdték alkalmazni, és minőségellenőrzésre adaptálni azokat (Hasegawa és mtsa. 1981; AAPM 1982). Az 1986-ban újra kiadott NEMA standardok (NEMA 1986) már tartalmaznak olyan teszteket is, melyek minőségellenőrzésre alkalmasak (Cradduck és mtsai. 1986; Murphy 1987). A javított verziók követték a gammakamerák műszaki fejlődését, figyelembe vették a kör alakú detektorok mellett, a négyszögletes formájúak megjelenését is. A SPECT készülékekkel külön fejezet foglalkozott. A teszteknek a klinikai körülményekhez történő adaptálása a felhasználók részére lehetővé tette, hogy saját maguk is ellenőrizzék az újonnan beszerzett készülékeik paramétereit. A PET technika elterjedése szükségessé tette a PET készülékekre vonatkozó standardok összeállítását (NEMA 1994, NEMA 2001). IEC standardok Az „International Electrical Commission (IEC)” bizottság, mely elsősorban a felhasználók érdekeit képviseli, a nukleáris medicinai képalkotó berendezések minőségellenőrzésére „Characteristics and Test Conditions of Radionuclide Imaging Devices” címmel állított össze protokollokat. A mintaanyag ugyan már 1979-ben összeállt, de a kiadás 1984-ig elhúzódott, ami lehetővé tette, hogy az akkorra már közzétett NEMA protokollok egy része is integrálásra kerüljön (IEC 1984). Az IEC tesztek kifejezetten a betegvizsgálatok során fennálló klinikai környezetet vették figyelembe, ezért a méréseket kollimátorral és szóróközeggel kellett végrehajtani. Sajnos, a tesztek elvégzéséhez speciális eszközökre van szükség, melyek a szóró-
5
közeg alkalmazása miatt súlyosak, nehezen mozgathatók. Talán a fentieknek tulajdonítható, hogy az IEC tesztek a szakmában széleskörűen nem terjedtek el. Az IEC standardokat 1989-ben újra kiadták (IEC 1989), nagy részükben azonosak a NEMA protokollokkal, de tartalmaztak saját teszteket is. Az 1998-ban megjelent kiadvány (IEC 1998) a PET készülékekre vonatkozó ajánlásokat is tartalmazza. A kezdetben javasolt fantomokat folyamatosan korszerűsítették. Az IEC célja, hogy dokumentumait az európai fórumokon is engedélyezzék, és tegyék hivatalossá. Amennyiben ez sikerül, az Európában gyártott és/vagy forgalmazott készülékek az IEC standardokat teljesítő minőségi tanúsítványnyal fognak rendelkezni. Tekintettel a tesztek felhasználó-barát jellegére, a klinikai gyakorlatban többségük egyszerűen bevezethető. Az olyan tesztek alkalmazásához, melyek speciális eszközöket igényelnek, regionális központok kialakítását tervezik, ahonnan a szükséges minőségellenőrző eszközök kikölcsönözhetők. A mérési eredmények kiértékelését speciális szoftverekkel kívánják támogatni. IAEA, WHO protokollok Két nemzetközi szervezet, a Nemzetközi Atomenergia Ügynökség (International Atomic Energy Agency, IAEA) és az Egészségügyi Világszervezet is bekapcsolódott a minőségellenőrzési feladatok megoldásába. A WHO 1982-ben kiadott dokumentuma (WHO 1982) a nukleáris medicinai eljárásokra vonatkozó átfogó minőségellenőrző programot tartalmaz. Az IAEA 1984-ben és 1986-ban kiadta a TECDOC-137 számú ajánlásait (IAEA 1984, IAEA 1986), melyek a nukleáris medicinai készülékek minőségellenőrzésének részletes, egységes protokolljait foglalják össze. 1991-ben kiadták az IAEA-TECDOC-602 jelzésű dokumentumot (IAEA 1991) mely tartalmazza már a SPECT technikához adaptált teszteket is. A fenti dokumentumokat szakmai körökben egységesen elfogadták. A standardok végrehajtására a készülékgyártó cégek és a nukleáris medicinai szakemberek folyamatosan közös erőfeszítéseket tesznek, és ajánlásokban fogalmazzák meg az egyszerű, laboratóriumi körülmények között is végrehajtható méréstechnikai eljárásokat (Greer KL és mtsai. 1982; Busemann-Sokole E és mtsa. 1983; Cradduck TD és mtsa. 1985; Murphy PH. 1987; Karp J és mtsai. 1991; Waddington WA és mtsai. 1995; Blokland J és mtsai. 1997; Brix G és mtsai. 1997; Hines H és mtsai. 1999; Daube-Witherspoon M és mtsai. 2002). A készülékek gyors fejlődése a protokollok folyamatos korszerűsítését teszi szükségessé. Jelenleg, az új, hibrid készülékek, a SPECT-CT, PET-CT megjelenése ró új feladatokat a mi-
6
nőségellenőrzéssel foglalkozó szakemberek számára (Groch MW és mtsa. 2001; Cohade C és mtsa. 2003; Zaidi H és mtsa. 2003; Schoder H és mtsai. 2003).
2.1.2. A minőségellenőrző protokollok gyakorlati alkalmazásának főbb szempontjai A műszerek minőségellenőrzése már a kiválasztásnál és beszerzésnél elkezdődik, hiszen az egyes cégek készülékeinek paraméterei különbözhetnek és különböznek is egymástól. Ezt követi a vásárlás után az eszközök elhelyezése, ami működésüket a későbbiekben nagymértékben befolyásolhatja. Az üzembe helyezés után elfogadó (acceptance) teszteket kell elvégezni (IAEA 1984, IAEA 1986, IAEA 1991). Ezek a tesztek nem csak azt hivatottak ellenőrizni, hogy a beszerzett készülék valóban rendelkezik-e a gyártó cég által megadott specifikációval, hanem azt is felmérik, hogy a további működés során, a valós, klinikai körülmények között milyen teljesítményre számíthatunk (Finney és mtsai 1982; 1986; Graham LS. 1988; Erickson JJ. 1989; Erickson JJ és mtsa. 1990). 1982-ben Finney és munkatársai hat újonnan telepített gammakamera teljesítményét a NEMA standardok segítségével ellenőrizte. A megvizsgáltak közül öt készülék nem felelt meg az előzőleg megadott specifikációs értékeknek. A reklamációra a gyártó, a készülékek gondosabb beállításával a legtöbb paramétert optimális szintre tudta hozni. A HPA, AAPM és az IAEA (HPA 1978; AAPM 1980; 1982; 1987; IAEA 1984; 1986; 1991) dokumentumai részletesen ismertetik az alkalmazható elfogadó teszteket. Mindközül talán a legpraktikusabbak az IAEA dokumentumai (IAEA 1984; IAEA 1986; IAEA 1991), melyek nemcsak részletes, átfogó méréstechnikai ajánlásokat tartalmaznak, de a tesztek kiértékelési módszereit, illetve a meghibásodás lehetséges okait is részletezik. A minőségellenőrzés következő fázisa a referencia tesztek elvégzése (WHO 1982). A referencia tesztek, a feltételektől függően, azonosak lehetnek az elfogadó tesztekkel, vagy azok egyszerűsített változatát képezik (Cradduck és mtsai. 1986). A tesztek eredményeit bázis adatokként kell kezelni, melyek összehasonlítási alapot képeznek a későbbi rutin minőségellenőrzés számára. A referencia teszteket a készüléken végrehajtott jelentősebb javítások, alkatrészcsere, vagy a készüléknek egy másik helyre történő áttelepítését követően is el kell végezni. Az úgynevezett rutin tesztekkel (IAEA 1984; IAEA 1986; IAEA 1991) nyomon követhetjük a készülékek működésének stabilitását, és időben észrevehetjük az esetleges meghibásodásokat, illetve ezek lassú kialakulását. Ennek érdekében a tesztek eredményeit nem csak a
7
közvetlen előző értékekkel, hanem a teszt végrehajtását megelőző hosszabb periódus eredményeivel is össze kell hasonlítani (Cradduck és mtsai. 1986). A rutin tesztekkel szemben támasztott alapvető követelmény, hogy végrehajtásuk egyszerű legyen, a teljes rendszer állapotát tükrözzék, legyenek érzékenyek a finomabb eltérésekre is, és ami még igen fontos, a lehető legkevesebb időráfordítással lehessen őket elvégezni (WHO 1982; Cradduck és mtsai. 1986). A legmegfelelőbb rutin teszt kiválasztását a készülék típusa, valamint az elvégzendő klinikai vizsgálatok fajtája határozza meg. A minőségellenőrzés igen fontos része a megfelelő tesztek kiválasztása, gondos végrehajtása, valamint az eredmények korrekt értékelése, de eközben nem szabad szem elől téveszteni a végső célt, azaz azt, hogy el kell eldönteni megfelel-e a készülék a klinikai vizsgálatok elvégzésére. Annak eldöntését, hogy egy készülék megfelelően működik-e, betegvizsgálatok elvégzésére alkalmas-e, vagy javítása vált-e szükségessé, nagymértékben megkönnyíti, ha a minőségellenőrző paraméterek változására tolerancia értékek állnak a felhasználó rendelkezésére. Ilyen határértékeket a rutin tesztek eredményeinek az optimális – referencia értékekkel – történő objektív összehasonlításával állítottak fel (IAEA 1986, Todd-Pokropek A. 1988, IAEA 1991). A valóság megközelítéséhez azonban figyelembe kellene venni azt is, hogy a technikai paraméterek változása a klinikai felvételeken milyen eltéréseket okozhat. Erre az alapvető kérdésre egyelőre még nem született egyértelmű válasz. A probléma megoldásához kontrollált mérésekre, az eredmények kiértékelésének jó stratégiájára és rossz technikai körülmények között végrehajtott nagy számú betegvizsgálatra lenne szükség, ami jelentős gyakorlati nehézségbe ütközik. Részleges megoldást, tudatosan elhangolt gammakamerákon végzett fantomvizsgálatok eredményei jelenthetnek. A detektor homogenitás változásának hatását Van Tuinen és munkatársai (1978) májszcintigráfiás felvételek hideg területein vizsgálták. Busemann Sokole és munkatársai (1985) a radionuklid ventrikulográfiás vizsgálatok kvantitatív értékelésének megbízhatóságát a homogenitás változásának függvényében tanulmányozták. Dye (1988) a gammakamera paramétereinek romlása által okozott hatást planáris csontfantom felvételeken, Blokland J és munkatársai (1997) egésztest fantomfelvételeken ellenőrizték. Buchert R és munkatársai (1999) szintén fantomkísérletekkel vizsgálták a PET paraméterek romlásának klinikai következményeit. Csupán néhány közleményben számoltak be klinikai vizsgálatok eredményeiről. Chapman DR és mtsai (1980) csont, máj és tüdőfelvételek klinikai eredményei és a vizsgálatokra használt detektorok felbontóképességének, valamint homogenitásának értékei között kerestek kapcsolatot. Hoffer és mtsai (1984) a leasiók detektálhatósága és a detektor felbontása közötti
8
összefüggést, csont és májfelvételeken vizsgálták. Dendy és munkatársai (1988) a gammakamera geometriai felbontásának romlása által okozott hatást rutin csontvizsgálatokon tanulmányozta. A SPECT készülékek rekonstruált képein észlelt artefaktumok többé-kevésbé utalnak az egyes technikai paraméterek romlására (homogenitás, forgási középpontvándorlás). A legtöbb rutin minőségellenőrző teszt az eredmények referencia értékekhez viszonyított maximum ± 20%-os eltérését tekinti még elfogadhatónak. A minőségellenőrző tesztmérések adatait meghatározott protokollok szerint feltétlenül dokumentálni kell. A minőségellenőrző tesztek elvégzését nem tekinthetjük csupán rendszeres gyakorlásnak, a mérési jegyzőkönyveket a készülék közelében, jól látható helyen kell tartani, és a rendszer meghibásodásának gyanúja esetén, a korrekt döntéshozatal érdekében fel kell azokat használni (MacIntyre és mtsa. 1977; Wegst AV és mtsa. 1977; Todd-Pokropek A. 1982). A készülékek meghibásodása esetén, illetve a rendszeres karbantartásuk alkalmával, a berendezés összes minőségellenőrzési dokumentációját a javító, szervízelő szakemberek rendelkezésére kell bocsátani. A készülékek rendszeres minőségellenőrzésével és szakszerű karbantartásával, többnyire elkerülhető, hogy a laboratórium, technikai okokból kifolyólag, téves vizsgálati eredményt adjon ki.
2.1.3. Minőségellenőrző eszközök A minőségellenőrző tesztek végrehajtásához a mérési előírások mellett speciális eszközökre is szükség van. A minőségellenőrző standardok az eszközökkel szemben támasztott követelményeket is tartalmazzák, részletesen ismertetik a különböző típusú sugárforrásokat, fantomokat. A minőségellenőrző fantomoknak néhány alapvető igényt kell kielégíteniük: – alkalmasak kell legyenek a műszer teljesítményét jellemző paraméterek meghatározására – jellemezniük kell a gammakamera-számítógép rendszer és a képalkotó eljárás egészét – segítségükkel tesztelni és parametrizálni lehessen az adatfeldolgozó programokat – kezelésük legyen egyszerű és könnyű. Speciális mérésekre egyedi fantomok használata javasolt, így például: a szórt sugárzás mérésére a két sugárforrásos fantom (Adams R. 1978; NEMA 1986), gatelt szívvizsgálatok ellenőrzésére a szívfantom (Erickson 1983, Buseman-Sokole 1985), egésztest vizsgálatokhoz a transzmissziós csontfantom (Skretting és mtasi 1991). A fantomokat a minőségellenőrzés
9
mellett oktatási és szakmai továbbképzési célokra is fel lehet használni. Beszerzésüknek a készülék megvásárlásával egyidőben kell történnie, de új vizsgálattípusok bevezetésekor új fantomok vásárlása válhat szükségessé. Különös fajtáját képezik az ellenőrző eszközöknek az amerikai patológus kollégium fantomjai (College of Pathologists, CAP), melyek fekete doboz típusú szervfantomok, a felhasználók számára ismeretlen struktúrákat tartalmaznak. A fantomokat a felhasználók a saját szakmai teljesítményük ellenőrzésére használhatják, és a társaságtól kikölcsönözhetik. A nukleáris medicinai készülékek fejlesztése, a minőségellenőrző tesztek korszerűsítése folyamatosan új eszközök gyártását tették szükségessé (Rhodes BA. 1977; Rollo FD. 1977; Van Tuinen R és mtsai. 1977; Hermann GA. 1980; Volodin V és mtsai. 1985; Sloboda RS. 1986; O'Connor MK és mtsai. 1988; Heikkinen J és mtsai. 1994; Job HM és mtsai. 1996; Crawford ES és mtsai. 1998; Heikkinen J és mtsai. 1999; De Bondt P és mtsai. 2003; Visser JJ és mtsai. 2003).
2.1.4. A nukleáris medicinai képek hálózati továbbítása Az elmúlt évek fejlesztései alapján ma már világos, hogy a filmnélküli radiológia és nukleáris medicina a jövő. Ilyen körülmények között a képek hálózati továbbítása elkerülhetetlen. Számos munkacsoport foglalkozik a digitális képtovábbítás ellenőrzésére alkalmas szoftverek fejlesztésével. Ezen a területen is előbb-utóbb standard protokollok megjelenése várható.
2.1.5. Nemzeti és nemzetközi összehasonlító vizsgálatok A nemzetközi összehasonlító vizsgálatok a nukleáris medicinai képalkotás minőségének javítását szolgálják. Az úgynevezett külső minőségellenőrző programok hozzásegítik a résztvevőket saját szakmai teljesítményük megítéléséhez. A laboratóriumokban ismeretlen tesztmintákkal és fantomokkal a programban meghatározott vizsgálatokat végeznek el. Az eredményeket a vizsgálat szervezői egységes szempontok szerint értékelik, majd minden egyes részvevőt tájékoztatnak saját eredményeiről. Az összehasonlító vizsgálatok sikeressége szorosan összefügg a helyi szervezés hatékonyságával, valamint az eredmények gyors feldolgozásával és visszajelzésével. Az első átfogó nemzetközi nukleáris medicinai körkísérlet során 300 laboratóriumot kértek fel pajzsmirigy fantom radiojód felvételének vizsgálatára (IAEA/WHO 1987). A részvevők csupán 5%-ának eredményei voltak az 5%-os hibahatáron belül.
10
1971-ben az amerikai patológus kollégium bizottságot szervezett, mely nukleáris laboratóriumok közötti összehasonlító programok kidolgozását tűzte ki céljául (Herrera N. 1987). Az első programok a radioimmunológiai vizsgálatokra és az aktivitásmérő készülékekre vonatkoztak, majd a háromdimenziós emissziós szervfantomok, a transzmissziós képszimulátorok és a dinamikus szervfantomok alkalmazása következett. 1980-as évektől kezdődően a WHO is szervez folyamatosan körkísérleteket Európában. 1981–1983-között négy fantomot adtak közre, két transzmisszióst, az egyik agyat, a másik májat szimulálta, és két emissziós máj modellt (Herrera és mtsai. 1981; Busemann Sokole és mtsai. 1984; Volodin és mtsai. 1985). A transzmissziós agyfantom 13 darab „forró” léziót tartalmazott, az elváltozások a fantom felszíne alatt, 8,3 cm mélyen helyezkedtek el. A lézióháttér kontraszt értéke állandó, 1,7 volt, az elváltozások átmérői 4-20 mm között változtak. A transzmissziós májfantomba 8 darab „hideg” léziót, a felszín alá 3,9 cm mélyre építettek be. Az elváltozások átmerője állandó – 1,6 cm – volt, a lézió-háttér kontraszt értékek pedig 0,91 és 0,77 között változtak. A két emissziós májfantomba, két darab 1 cm, két darab 1,5 cm, valamint egy 2 cm és egy 2,5 cm átmérőjű göböt, a fantomok belselyében, különböző mélységekre helyeztek el. A körkísérletben 12 európai ország vett részt. Az agyfantom beépített laezióit az értékelők szisztematikusan nagyobbnak észlelték. A transzmissziós májfantom alacsony kontrasztértékű lézióinak méretét alul, a magas kontrasztuakat túlbecsülték. A kisebb göböket tartalmazó májfantomot a résztvevők csaknem fele normálisnak értékelte, a nagyobb göböket (2 cm, 2,5 cm) a többség észlelte. 1984-1986-között, a WHO és az IAEA közösen, transzmissziós pajzsmirigy és májfantommal szerveztek méréseket. A pajzsmirigy fantom 8 darab, a felszín alá 3,8 cm mélyre helyezett léziót tartalmazott, melyek kontraszt értéke 0,7 és 1,5 között, az átmérők pedig 7-16 mm között változtak. A májfantomba 10 hideg, 2 cm átmérőjű léziót, a felszín alá 5 cm mélyre építettek be, melyek kontraszt értéke 0,61-0,94 között változott. A körkísérletben 16 európai ország vett részt (Souchkevitch GN és mtsai. 1988). A pajzsmirigy fantom esetében a körkísérlet értékelői szisztematikus hibára utaló trendeket nem észleltek. A résztvevők májfantom
eredményei
nagymértékben
különböztek
egymástól:
a
„Receiver
Operating
Characteristic” (ROC) (Metz CE. 1978, Hanley J és mtsa. 1982, Souchkevitch GN és mtsai. 1988) görbe alatti területek 0,77-0,95 között (átlag 0,85±0,01) változtak. A felismerési eredmények a korszerűbb gammakamerákon jobbak voltak a régebbi berendezéseken kapott értékeknél.
11
A következő körkísérletet 1987-1990-között szervezték, melyben transzmissziós szívfantomot használtak (Busemann-Sokole 1990). A fantommal normális balkamrai falmozgást és 50,7 %-os ejekciós frakió (EF) értéket modelleztek. A körkísérletben 11 európai ország vett részt. Az eredmények értékelésénél külön választották a felvételi technikákat, illetve a semikvantitativ értékelést. A résztvevők felvételi eljárásai (az alkalmazott kollimátor típusa, a képmátrix, az egy ciklusra eső képek száma) nagymértékben különböztek egymástól. Néhány esetben a beküldött eredményekből gatelési problémákat azonosítottak, melyek a detektoradatfeldolgozó rendszer elektronikus zajából származó hibára, illetve az EKG jel téves számítógépes feldolgozására utaltak. A beküldött EF értékek közötti eltérés a bal kamra kijelölésére használt kontúrmeghatározó programok közötti különbségeknek tulajdonítható. A WHO és az IAEA közösen 1994-ben indított el egy újabb körkísérletet, melyben a résztvevők transzmissziós csontfantomot vizsgáltak. A fantom a thoraco-lumbalis régiót hátulnézetből jelenítette meg, és összesen 23 "izotópdúsító" léziót tartalmazott. A csigolyákon 7, a bal oldali bordák mediális, illetve laterális szakaszaiban 3-3, a jobb oldali bordák mediális és laterális szakaszaiban 5-5 elváltozás volt található. A fantomvizsgálat eredményeiről összefoglaló jelentés nem jelent meg, egy-egy ország saját vizsgálatairól készített beszámolót (Séra T és mtsai. 1994; 1996a; 1996b; Hart G. 1997). A nemzetközi összehasonlító vizsgálatok a részvevő országok nukleáris medicinai műszerezettségének színvonalára, minőségbiztosítására és minőségellenőrzésére derítenek fényt. Hazai laboratóriumaink is részt vettek egyes körkísérletekben (Bános Cs és mtsai. 1982; Souchkevitch GN. 1988; Séra T és mtsai. 1994; 1996a; 1996b). Az eredmények viszonylag hiteles képet nyújtottak a diagnosztikai munka minőségéről, s emellett igazolódott az összehasonlító körkísérletek fontossága is.
2.1.6. Jelenlegi nemzetközi elvárások, hazai és szegedi helyzet A nemzetközi elvárások alapján ma már a nukleáris medicinai laboratóriumok optimális működésének biztosításához elengedhetetlenül szükséges a rendszeres minőségellenőrzés. A saját feltételekhez adaptált minőségellenőrzést a nemzetközi ajánlások alapján kell összeállítani. Fontos követelmény, hogy a berendezések rutin tesztjeit a vele dolgozó személy végezze, és az eredményeket rendszeresen nyilvántartsa. A referencia és rutin minőségellenőrző tesztek eredményeit erre képesített és jogosított kívülálló személy kell, hogy értékelje. Amennyiben a rutin ellenőrző vizsgálatok eredményei az elfogadható határokon kívül esnek,
12
a mérőberendezést klinikai vizsgálatokra alkalmatlanná kell nyilvánítani, és a hibát el kell hárítani. Az SZTE ÁOK Nukleáris Medicina Intézet minőségellenőrző tevékenysége mindenben megfelel a nemzetközi elvárásoknak. Saját rendszer alapján napi, heti, illetve negyedévenkénti minőségellenőrző vizsgálatokat végzünk. A rutin vizsgálatok eredményeit rendszeresen dokumentáljuk. A napi, illetve heti megbeszéléseken tájékoztatás történik az egyes műszerek technikai állapotáról.
2.2. Foglalkozási sugárterhelésnek kitett dolgozók egészsége védelmének főbb szempontjai Foglalkozási sugárterhelésnek kell tekinteni bármilyen olyan sugárterhelést – amelyet a munkavállaló, a munkáltató felelősségi köréhez tartozó helyzetekben – munkavégzés folyamán kaphat (16/2000. EüM rendelet). Az ionizáló sugárzással végzett első kísérleteknél – a röntgensugárzás 1895-ben, és a radioaktivitás 1896-ban történő felfedezését követően – már kiderült, hogy az ionizáló sugárzásnak kitett emberi szervezetben szöveti-szervi károsodás következhet be, akut sugárbetegség alakulhat ki. A sérülések elkerülésének céljából a sugárterhelésnek kitett dolgozók egészségének védelmére szabályokat kellett felállítani. A sugárvédelmi normák és standardok implementálásának menete, az első szabályozásoktól kezdődően, ami az 1920-as évekre tehető, lényegében, mind a mai napig változatlan. A sugárvédelmi szabályozással foglalkozó rendszer három fő részből tevődik össze: – nemzetközi és országos tudományos bizottságok: a sugárzás hatásait vizsgáló különböző tudományos kutatások eredményeit egységes jelentésekbe foglalják össze – nemzetközi és országos tudományos szervezetek: a fenti jelentések alapján ajánlásokat dolgoznak ki, melyek alkalmazásával a sugárzásnak kitett dolgozók foglalkozási kockázata a társadalom számára elfogadható szinten tartható – szabályozó hatóságok/ügynökségek: az ajánlások felhasználásával a munkáltatók és a munkavállalók részére kötelező érvényű rendeleteket hoznak. A rendszer tudományosan megalapozott és publikus voltából kifolyólag a sugárvédelmi jelentések, ajánlások és rendeletek, standardok, a megjelenésük idején fennálló tudományos konszenzuson és a legkorszerűbb gyakorlaton alapulnak, a sugárhatásnak kitett dolgozó egés-
13
zségét védő jellegük van és nincsenek kitéve az ipar, a gazdaság, vagy a munkáltatók esetleges öncélú érdekeinek. Sugárvédelmi feladatokat ellátó szervezet megalakításának szükségessége az I. Nemzetközi Radiológiai Kongresszuson (1925) merült fel. A II. Nemzetközi Radiológiai Kongresszuson (1928) létrehozták az első nemzetközi sugárvédelmi bizottságot „International X-ray and Radium Protection Commission” megnevezéssel, amely 1950-óta az „International Commission on Radiological Protection – ICRP – néven működik. A nemzetközi feladatokat betöltő ICRP mellett, 1929-ben alakult meg a „National Council on Radiation Protection and Measurements” (NCRP), mely az Amerikai Egyesült Államok radiológiai bizottságait képviseli egységesen. Az ICRP bevezette a „tolerancia dózis” fogalmát és elkészítette az első sugárvédelmi ajánlásokat. A tolerancia dózis értékét úgy határozták meg, hogy a hatására kitett dolgozón klinikai elváltozások még ne legyenek észlelhetők (például bőrpír). Az ajánlott tolerancia dózist a bevezetését követő évtizedek alatt fokozatosan csökkentették, mert felismerték, hogy a sugárzásnak nemcsak az akut, hanem a krónikus, például rákkeltő, illetve genetikai hatásaival is számolni kell. Az 50-es évek közepére az ionizáló sugárzás békés célú felhasználása széles körben elterjedt (Sztanyik B. 1983). Egyre népesebb csoportokat érintett a foglalkozásszerű sugárterhelés, és ezzel párhuzamosan újabb szemlélet alakult ki és terjedt el, mégpedig az, hogy a dolgozók dózisterhelését, a gyakorlati lehetőségek figyelembe vételével, a lehető legalacsonyabb szinten kell tartani (As Low As Possible). Ez a szemlélet lett az alapja a korszerű sugárvédelmi szabályozásnak, melyet, a sugárvédelmi ajánlásokat összeállító nemzetközi és országos tudományos bizottságok egyaránt elfogadtak. A tolerancia dózist felváltó új szemlélet elemei: az indoklás, a dóziskorlát és a dózisterhelés olyan alacsony szinten tartása, ami még ésszerűen elérhető („As Low As Reasonably Achievable” – ALARA elv). Radioaktív anyaggal, vagy ionizáló sugárzást létrehozó berendezésekkel kapcsolatos tevékenység a világon mindenütt engedély köteles. A sugaras tevékenység indoklását az engedélyeztetési eljárás során meg kell tenni, az érvényben levő törvényekbe foglalt dóziskorlátokat be kell tartani, az ALARA elvet pedig, a tudományos, technikai, gazdasági és társadalmi adottságok figyelembevételével kell alkalmazni. Az elmúlt évtizedekben az IAEA (International Atomic Energy Agency) jelentős erőfeszítéseket tett a sugárvédelmi és sugárbiztonsági standardok nemzetközi harmonizációjáért. Az 1996-ban megjelent kiadvány (IBSS 115) összefoglalta a sugárvédelem mai szemléletén alapuló standardokat, melyek tudósok százainak munkájából születtek, és 52 ország 127 szakemberéből álló technikai bizottság hagyott jóvá.
14
Az Európai Közösség, az ionizáló sugárzásnak kitett dolgozók, a lakosság, valamint a betegek egészségének védelmére kiadta a ma is érvényben levő 96/29/EURATOM, illetve 97/43/EURATOM direktíváit. Az Amerikai Egyesült Államokban a dóziskorlátokat a „Code of Federal Regulations 10CFR835, Sec. 835.202” jogszabályok írják elő. Az első magyar sugárvédelmi szabványok 1942-ben jelentek meg. Az atomenergia alkalmazásáról 1980-ban adták ki az első magyar törvényt (1980. évi I. törvény) és 1996-ban, a ma is érvényben levő, második magyar atomtörvényt (1996. évi CXVI. törvény az atomenergiáról). Az 1996. évi atomtörvény végrehajtásáról szóló, az egészségügyi miniszter 16/2000. számú rendelete (16/2000. (VI. 8.)) EüM rendelet az atomenergiáról szóló 1996. évi CXVI. törvény egyes rendelkezéseinek végrehajtásáról) tartalmazza a foglalkozási sugárterhelésnek kitett munkavállalókra vonatkozó dóziskorlátokat, valamint az atomenergia alkalmazása körébe tartozó tevékenységre vonatkozó alapvető előírásokat, összhangban az Európai Közösség 96/29/EURATOM irányelvének rendelkezéseivel.
2.2.1. Dóziskorlátok A külső sugárforrásból származó, egésztestre vonatkozó dóziskorlátokat, a nemzetközi gyakorlatban, kezdetben heti, illetve napi értékekben állapították meg. A sugárzás hatásának jellemzésére a ma már nem alkalmazott „besugárzási dózis” fogalmat (mértékegysége: a röntgen ( R); SI mértékrendszerben a C/kg, C: coulomb) használták. Az 1920-as évek közepétől mintegy 10 éven át, 0,5 R/hét besugárzási dózist tekintettek elfogadhatónak. 1934-1950 között nemzetközileg az 1R/hét, 0,2 R/nap dóziskorlát vált általánossá, ugyanakkor az USA-ban továbbra is a 0,5R/hét, 0,1 R/nap, alacsonyabb értékeket tartották érvényben. Az új dózisfogalmak bevezetését követően – dózisegyenérték, effektív dózis (mértékegységük a rem (roengen equivalent man), SI mértékrendszerben a Sv, Sv: Sievert) –, 1950-1956 között a 0,3 rem/hét effektív dóziskorlátot alkalmazták, melyet 1956-tól 5 rem/évre módosítottak (az USA-ban érvényben levő 10CFR835 jogszabályokban ma is az 5 rem/év szerepel). Az ICRP 1991-ben további csökkentést javasolt: a külső és belső sugárterhelés együttesen ne haladja meg a 20 mSv/év effektív dózis korlátot, 5 meghatározott naptári évre átlagolva, azzal a kikötéssel, hogy az egyedi évre megengedett maximum az 50 mSv. Az IAEA is, az 1996-ban megjelent kiadványában (IBSS 115), a külső és belső sugárterhelésből származó effektív dóziskorlátra 20 mSv/év – 5 egymást követő évre átlagolva; 50 mSv/bármely egyedi év – értékeket ajánl. Az Európai Megállapodás liberálisabb (96/29/EURATOM), hiszen irányelveiben
15
100 mSv/egymást követő 5 év; 50 mSv/bármely egyedi év, külső és belső sugárterhelésből származó effektív dóziskorlát szerepel, mellyel összhangban van a hazai szabályozás (16/2000. EüM rendelet) is. A dolgozók szervezetébe bejutó radioaktív anyag okozta belső sugárterhelést, kezdetben az inkorporálódott radionuklidok aktivitásának korlátozásával szabályozták. Az egyes radionuklidok hatására a maximális dózisnak kitett szervet (vagy szerveket), kritikus szervnek (szerveknek) nevezték el. A szervezeten belül keletkező sugárzás hatása, szöveti szinten a lekötött egyenérték dózissal (a dózisegyenérték fogalmat váltotta fel), az egész szervezet szempontjából pedig a lekötött effektív dózissal jellemezhető. Az inkorporálódott radionuklidok aktivitás határértékeit úgy állapították meg, hogy a szervezetbe került sugárzó nuklidból 50 év alatt keletkező dózis ne haladja meg a kritikus szerv évi 150 mSv dózisterhelését. Az ICRP bizottság 1977-ben, a kockázaton alapuló új ajánlásában, mely a sugárzás sztochasztikus és determinisztikus biológiai hatásának szemléletén alapul (Köteles Gy. 2002), a külső és belső sugárterhelést egy rendszerbe egyesítette. A sugárvédelem célja pedig az lett, hogy a determinisztikus hatásokat (szöveti-szervi károsodások, akut sugárbetegség) megelőzze és a sztochasztikus hatások (rosszindulatú daganatkeletkezés, örökletes hatások) bekövetkezésének valószínűségét csökkentse. A fentiekben részletezett, ma érvényben levő effektív dóziskorlátok (10CFR835; 96/29/ EURATOM; 16/2000. EüM rendelet), a külső és belső sugárterhelésre együttesen vonatkoznak. Az effektív dózisra megszabott korlátokon kívül, a szemlencsére, a bőrre, illetve a végtagokra további dóziskorlátok is érvényben vannak. A szemlencsére vonatkozó évi egyenérték dóziskorlát 150 mSv; a bőrre – bármely 1 cm2 területre átlagolva –, továbbá a végtagokra vonatkozó évi egyenérték dóziskorlát 500 mSv. A sugárvédelmi szabályozás alakulásában az évek során a dóziskorlátok fokozatos csökkentése figyelhető meg. Ebből hiba lenne arra következtetni, hogy a változtatások a szabályozásban elkövetett tévedések kijavításának következményei, valamint tévedés lenne azt hinni, hogy a határértékek átlépése közvetlen veszéllyel jár. A korlátok csökkentése egymással kapcsolatban álló, három alapvető megfontolásból következett be: – az ionizáló sugárzás egészségkárosító hatásának jobb megértése céljából végzett tudományos kutatások új eredményinek felhasználása – a technológiai fejlesztés következtében a sugárterhelés csökkentésének lehetősége – a társadalom részéről a még elfogadható foglalkozási kockázat mértékének csökkenése.
16
2.2.2. Ionizáló sugárzás kibocsátásával járó tevékenység a Szegedi Tudományegyetemen A Szegedi Tudományegyetem munkahelyein, ionizáló sugárzás kibocsátásával járó tevékenységet az Állami Népegészségügyi és Tisztiorvosi Szolgálat (ÁNTSZ) Csongrád Megyei Intézetének engedélyével lehet végezni. Az engedéllyel rendelkező intézetek kötelezően előírt Munkahelyi Sugárvédelmi Szabályzata tartalmazza a sugaras tevékenység biztonságos folytatásához szükséges tárgyi és személyi feltételeket. A munkahely sugárvédelmi feladatait a munkahelyi vezető és a sugárvédelmi megbízott látja el. Ionizáló sugárzás kibocsátásával járó tevékenységet csak sugárvédelmi képzettséggel rendelkező dolgozó végezhet. A sugárvédelmi ismeretek az ÁNTSZ Országos Tisztifőorvosi Hivatala által akkreditált sugárvédelmi képzéssel és ötévenkénti továbbképzéssel szerezhetők meg. Az egyetem intézeteinek sugárvédelmi tevékenységét az egyetemi sugárvédelmi szolgálat, a szerző vezetésével koordinálja. A szolgálat elkészítette az egyetem sugárvédelmi szabályzatát, mely az érvényben levő törvények és rendeletek alapján összefoglalja azokat a sugárvédelmi szabályokat, melyek betartásával az ionizáló sugárzást kibocsátó anyagokkal és készülékekkel történő munkavégzés úgy a dolgozó személyzet, mint az azzal kapcsolatba kerülő környezet számára biztonságosan folytatható.
17
3. Saját vizsgálatok 3.1. Módszerek 3.1.1. Minőségellenőrző fantomok 3.1.1.1. Dinamikus vonalfantom (1. ábra)
1. ábra
A fantom, egy speciális állványra szerelt, mikroprocesszor által vezérelt kapilláris cső, mely radioaktív oldattal tölthető fel. A kapilláris cső rozsdamentes acélból készül, hossza 500 mm, átmérője 1 mm, térfogata 0,4 ml. A kapilláris cső a detektor látómezejében változó sebességgel mozgatható, miáltal különböző tesztminták keletkeznek. A csőre, adott mérésekhez, 1 mm vastagságú ólomlapot tartalmazó maszkot lehet helyezni, melynek mérete 500x25x4 mm, és középvonalán egymástól 10 mm távolságra 2 mm átmérőjű furatok vannak. Amennyiben a mérések során a testszövet abszorbciós és szóródási viszonyainak
megfelelő
körülményeket
kívánunk
biztosítani,
a
kapilláris
csőre
plexi
szóróközegetet kell helyezni. A szóróközeg mérete 500x60x60 mm. A fantommal párhuzamos, egymástól különböző távolságra elhelyezkedő vonalakat, pontsorokat, valamint változó intenzitású mezőt lehet generálni.
3.1.1.2. BAR fantom Plexi lapba ágyazott párhuzamos ólomcsíkok, melyek szélessége azonos a köztük levő távolsággal. I. Négy szegmenses BAR fantom (2. ábra) A fantomot négy negyedre osztották, a negyedeken belül az ólomcsíkok egymástól egyenlő távolságokra (4.8 mm/4 mm/3.2 mm/2.4 mm) helyezkednek el. A szomszédos negyedek csíkjai egymásra merőlegesek.
2. ábra
18
II. Hat szegmenses BAR fantom A fantomot hat egyenlő szeletre osztották, a szegmenseken belül az ólomcsíkok egymástól egyenlő távolságokra (6 mm/5 mm/4 mm/3 mm/2 mm/1 mm) helyezkednek el.
3.1.1.3. Csontfantom (3. ábra)
3. ábra
Fekete doboz jellegű fantom, mely a thoracolumbalis régiót hátulnézetből jeleníti meg (3. ábra). Téglalap alakú, állandó vastagságú, viszonylag magas abszorpciós koefficiensű abszorbeáló rétegből, illetve a fantomot kitöltő, közel víz ekvivalens abszorpciós együtthatójú anyagból készült. A fantomot összesen 45 régióra osztották (4. ábra), ezek közül 23 tartalmaz beépített „izotópdúsító” lésiót. A csigolyákon 7 lésiót helyeztek el, a bal oldali bordák mediális, illetve laterális szakaszaiban 3–3, a jobb oldali bordák mediális és laterális szakaszaiban 5–5 elváltozás található. A fantomba épített léziók és környezetük abszorbciós tulajdonságaiból elvi (matematikai) úton meghatározott kontraszt értékeket a 4. ábrán tüntettük fel. 4. ábra: A WHO/IAEA csontfantomba beépített léziók kontraszt értékei Thoracalis Jobb oldali bordák gerinc mediális mediális laterális T6 1.80 T11 1.93 1.65 T17 2.04 1.48 T7 P 1.32 T14 T8 P 1.52 T15 1.18 T18 1.25 1.76 T9 1.32 T12 2.3 1.86 T19 1.72 T16 T10 1.7 T13 1.10 Lumbális gerinc 1 0.58 2 T20 3 1.9 4 T21 5 T22
Bal oldali bordák 5 6 7 8 9 10 11 12
laterális T1 T2 1.41 T3 T4 2.18 1.6 T5
T1…T22 = üres terület P = porckorong
19
3.1.1.4. SPECT összparaméter fantom, máj fantom, pajzsmirigy fantom SPECT összparaméter fantom (5. ábra)
5. ábra
Henger alakú, izotópoldattal feltölthető tartály, melybe „hideg” lésiókat szimuláló műanyag gömböket, illetve műanyag korongba „izotópdúsító” furatokat helyeztek el. A gömbök átmérője: 38 mm, 31.8 mm, 25.4 mm, 19.1 mm, 15.9 mm, 12.7 mm. A furatok átmérője: 16 mm, 12.7 mm, 11.1 mm, 9.5 mm, 7.9 mm, 6.4 mm.
Máj fantom (6. ábra)
6. ábra
Izotóp oldattal feltölthető tartály, melyben a folyadék 3 különböző rétegvastagságban helyezkedik el. Rétegenként, a folyadékba 2–2 darab „hideg
lésiót”
modellező
műanyag
hengert
helyeztek, melyek átmérője: 11 mm, 16 mm/12 mm, 25 mm/26 mm, 35 mm.
Pajzsmirigy fantom (7. ábra) A pajzsmirigylebenyek formáját utánzó, izotópoldattal feltölthető tartály. A fantomba „hideg” lésiókat modellező, 6 mm, 9 mm, illetve 12 mm átmérőjű műanyag hengereket építettek be. Egy darab „forró” lésiót, 12 mm átmérőjű, a lebenyeket alkotó folyadékrétegnél magasabb furatban elhelyezkedő, folyadékoszloppal modelleztek.
7. ábra
20
3.1.1.5. CT fantomok CT fantom I. (8. ábra)
8. ábra
Plexi lap, melybe 5 csoportban, egymással párhuzamosan, egymástól egyenlő távolságra sávokat képeztek ki. Csoportonként, az egy centiméteren található sávok száma: 4, 6, 8, 10, illetve 12 között változik.
CT fantom II. (9. ábra)
9. ábra
Vízzel feltölthető, henger alakú tartály, melybe különböző abszorpciós (Hannsfield egység) értékű anyagból készült apró hengereket építettek be, illetve lexanból készült, sorokban elhelyezkedő különböző átmérőjű gömbök találhatók. A tartályban elhelyezett 5 henger anyaga és abszorpciós (Hannsfield egység) értéke a következő volt: Aculon (108 + 10), Lexan (125 + 10), Persplex (150 + 10), Teflon (1050 + 50), Polietilén (-77 + 10). A lexan hengersorok elemeinek átmérője: 3 mm, 2.5 mm, 2 mm, 1.5 mm, 1.25 mm, illetve 1 mm között változik.
3.1.1.6. Ultrahang fantom (10. ábra) Téglatest alakú, 21x21x8 cm nagyságú, az ultrahang terjedési tulajdonságai alapján máj parenchimát szimuláló anyagból készült fantom. A fantomba különböző átmérőjű cystosus képleteket, illeteve szolid tumorokat szimuláló lésiókat építettek be. Összesen 10 cysta található, ebből 4 db. a fantom felszínétől a mélybe haladva (átmérők: 4 mm, 6 mm, 8 mm, 12 mm), 3 db. a felszínnel párhuzamosan, attól 22 mm mélyen (átmérők: 2 mm, 4 mm, 6 mm), illetve 3 db a felszínnel párhuzamosan, attól 44 mm mélyen (átmérők: 2 mm, 4 mm, 6 mm)
21
helyezkedik el. Az összesen 4 darab „tumort” a
10. ábra
felszíntől a mélybe haladva (átmérők: 4 mm, 6 mm, 8 mm, 12 mm) helyezték el. A geometriai felbontás ellenőrzésére a fantom felszínéhez képest vízszintes, illetve a mélybe haladó pontsorokat szimuláló nylon szálak szolgálnak. Az axiális geometriai felbontás ellenőrzésére a fantom felszínéhez képest az egyik oldaltól 3 cm, a másik oldaltól 18 cm távolságra vízszintesen elhelyezkedő 5 pontból álló pontsor elemek egymáshoz viszonyítva 3 mm, 5 mm, 10 mm, illetve 15 mm-re találhatók. Ezekre a pontsorokra majdnem merőlegesen (10 fok eltéréssel, a hangárnyék csökkentése céljából) a transzverzális felbontás ellenőrzésére egy másik pontsor 6 pontja, egymástól 5 mm, 4 mm, 3 mm, 2 mm, 1 mm távolságra található.
3.1.1.7. Emlő fantom (11.a. ábra) 11.a. ábra
11.b. ábra
Az emlőfantom sematikus vázlatát a 11b. ábrán tüntettük fel. A fantom 3,5 cm vastag, sugárelnyelési tulajdonságai alapján átlagos keménységű (50% mirigyállomány, 50% zsírszövet) összenyomott női mellnek felel meg, melyet 0.5 cm zsírszövet vesz körül. A vizsgálatok során potenciálisan előforduló szöveti összetétel modellezésére 5 fokozatú (mirigyállomány/zsírszövet: 100%/0%; 70%/30%; 50%/50%-egyezik a fantom alapanyagával; 30%/ 70%; 0%/100%) tartományt találunk. A fantomba különböző átmérőjű „mikrokalcifikációkat”, „tumorokat”, illetve „spiculákat” szimuláló lésiókat építettek be. Az összesen 12 da-
22
rab mikrokalcifikációt szubkután (szemcseátmérő: 0.16 mm, 0.20 mm, 0.23 mm), mélyen fekve (szemcseátmérő: 0.16 mm, 0.20 mm, 0.23 mm), illetve a felszíntől a mélybe haladóan (szemcseátmérő: 0.12 mm, 0.16 mm, 0.20 mm, 0.27 mm, 0.35 mm, 0.35 mm) helyezték el. A 6 darab tumor a fantom felszínétől a mélybe haladva helyezkedik el, az egyes tumorok átmérője 2 mm, 3 mm, 4 mm, 5 mm, 6 mm, 8 mm nagyságú volt. A legnagyobb tumorból 3 spicula ágazódott el. A geometriai felbontás ellenőrzésére 13 darab, különböző sűrűségű vonalpárt tartalmazó (5/8/10/11/12/13/14/15/16/17/18/19/20 vonalpár/mm) tartomány szolgál.
3.1.1.8. DSA szoftver fantom Különböző kontraszt értékű szomszédos négyzetek váltakoznak a tesztmintán. Egyes területeken egymásra merőleges, párhuzamos vonalsorokat tartalmazó négyzeteket helyeztek el.
3.1.2. A fantomfelvételek elkészítése 3.1.2.1. Dinamikus vonalfantom leképezése A vonalfantom 0,4 ml térfogatú kapilláris csövének buborékmentes feltöltéséhez kb. 2 ml radioaktív oldatra van szükség. Az oldat aktivitását úgy kell megválasztani, hogy a méréshez szükséges impulzushozamot elérjük. A vonalfantomot a lefele néző, a vizsgálattól függően kollimátor nélküli, vagy kollimátorral felszerelt detektor alá kell helyezni. A fantom műszerfalán található kapcsolóval, a gammakamerás felvétel indításával egyidőben, a megfelelő tesztprogramot el kell indítani. A felvételeket, a gammakamera-számítógép rendszer típusától függően közvetlenül röntgenfilmre és/vagy számítógéppel lehet elkészíteni. Dinamikus vonalfantom tesztprogramjai A dinamikus vonalfantom használata során összesen 16 program közül választhatunk: 1. Pozícionálás A vonalforrás a látómező közepéig egyenletes sebességgel halad, majd megáll. Felhasználása: – a fantom pozicionálása a detektor alatt. 2. Középvonal A vonalforrás egyenletes sebességgel áthalad a látómezőn, a középvonalban öt másodpercre megáll. Felhasználása:– a fantom pozicíonálása a detektor alatt.
23
– gyors látómezőellenőrzés. 3. Változó kontraszt (12. ábra)
12. ábra
A program a középvonalig forró vonalakat szerkeszt hideg háttérrel, majd hideg vonalakat forró háttérrel. Felhasználása: – a teljes mérőrendszer kontrasztfelbontó képességének meghatározása. 3. a) Változó kontraszt kis látómezejű detektor vizsgálatához 4. Dynamic Range (13. ábra)
13. ábra
A program lineárisan csökkenő intenzitású aktivitásmezőt szerkeszt. Felhasználása: – a hard copy linearitásának ellenőrzése. 4. a) Dynamic Range kis látómezejű detektor vizsgálatához 5. Homogenitáskontroll (1) (14. ábra)
14. ábra
A program homogén sugárzási mezőt szolgáltat. A vonalforrás egyenletes sebességgel halad át a látómezőn. Felhasználása: – a detektor látómezeje homogenitásának ellenőrzése kb. 3 millió összimpulzusszámmal. 5. a) Homogenitáskontroll (1) kis látómezejű gammakamera detektorának vizsgálatához 6. Homogenitáskontroll (2) A program nagy statisztikai pontossággal képez homogén sugárzási mezőt. A vonalforrás megszakítás nélkül öt alkalommal, egyenletes sebességgel halad át a látómezőn. Felhasználása: – a detektor látómezeje homogenitásának pontosabb ellenőrzése 15 millió körüli összimpulzusszámmal.
24
6. a) Homogenitáskontroll (2) kis látómezejű gammakamera detektorának vizsgálatához 7. Modulációs transzferfüggvény (15. ábra)
15. ábra
A program a modulációs transzferfüggvény meghatározásához különböző frekvenciával változó sugárzási mezőt állít elő. A periodikusan váltakozó hideg, illetve forró vonalak frekvenciája 10 cm–1 és 2/3 cm–1 között változik. Felhasználása: – a modulációs transzferfüggvény meghatározása. 8. Párhuzamos vonalak egymástól egyenlő távolságra (PLES) A program egymástól 10 mm távolságra párhuzamos egyeneseket állít elő (16. ábra). Ha a vonalforrást ólommaszkkal letakarjuk, akkor egymással merőleges sorokban elhelyezkedő pontforrásokat kapunk (17. ábra). Felhasználása: – a kép linearitásának vizuális értékelése. 16. ábra
9. BRH fantom (18. ábra) A BRH fantom szimulálásához a vonalforrást letakarjuk az egymástól egyenlő távolságra elhelyezkedő furatokkal ellátott ólommaszkkal. A program párhuzamos egyeneseket állít elő, a párhuzamosok közötti távolság fokozatosan nő, ezáltal egymástól távolodó, egymásra merőleges sorokban elhelyezkedő pontforrások sorozata alakul ki.
17. ábra
18. ábra
25
Felhasználása: – a detektor geometriai felbontóképességének meghatározása. – a detektor linearitásának ellenőrzése. 10. Hine Duley fantom (19. ábra)
19. ábra
A program felváltva forró és hideg vonalakat szerkeszt. A vonalak vastagsága a mező közepéig fokozatosan csökken, majd nő. Felhasználása: – a detektor látómezejének meghatározása.
11. Forró vonalak felbontása (20. ábra)
20. ábra
A program 18 pár forró vonalat képez. A vonalpárok egymástól 20 mm-re helyezkednek el. Az egyes vonalpárok vonalai közötti távolság a látómező feléig fokozatosan csökken, majd a vonalpárok vonalai fokozatosan távolodnak egymástól. A program indításakor az első vonalpár vonalai közötti távolság 15 mm. A következő vonalpárok vonalai közötti távolság 2 mm-es lépésekben csökken, a látómező közepén az utolsó vonalpár vonalai közötti távolság már 1 mm. A látómező másik felében a vonalpárok vonalai közötti távolság a leírt léptékkel a látómező középvonalától szimmetrikusan nő. Felhasználása: - a detektor geometriai felbontóképességének vizsgálata. 12. Hideg vonalak felbontása A program a 11-es számú programmal azonos módon (lásd ott) hideg vonalpárokat állít elő. Felhasználása: – a detektor geometriai felbontóképességének vizsgálata. Dinamikus vonalfantommal mérhető paraméterek A gamma kamera detektorának, illetve a teljes képalkotó rendszer dinamikus vonalfantommal vizsgálható paramétereit a 1. számú táblázatban foglaltuk össze. A táblázat 2. oszlopában azokat a programokat soroltuk fel, amelyekkel az 1. oszlopban megjelölt paraméter
26
vizsgálható. Egyes paraméterek ellenőrzésére csak egy, más paraméterek meghatározására több program is rendelkezésre áll. 1. táblázat. Dinamikus vonalfantommal vizsgálható paraméterek Paraméter 1. Homogenitás
2. Linearitás
3. Geometriai felbontás
4. Modulációs átviteli függvény (MTF) 5.Vonalválaszfüggvény félértékszélességének meghatározása 6. A film feketedésének linearitása 7. A képalkotáshoz használt látómező nagysága
Választható lehetőségek (beépített programok) a) kis látómezejű detektor, kis impulzusszám b) kis látómezejű detektor, nagy impulzusszám c) nagy látómezejű detektor, kis impulzusszám d) nagy látómezejű detektor, nagy impulzusszám a) PLES (Parallel Lines Equally Spaced) fantom (párhuzamos egyenesek egymástól egyenlő távolságra) b) BRH (Bureau of Radiological Health) fantom (furatok ortogonális elrendeződésben) c) OHTP (Orthogonal Hole Test Pattern) fantom (furatok ortogonális elrendeződésben) a) forróvonal-felbontás fantom b) hidegvonal-felbontás fantom c) modulációs átviteli függvény (MTF) fantom d) BRH fantom e) OHTP fantom modulációs átviteli függvény fantom a )rögzített helyzetű vonalforrás b) modulációs átviteli függvény fantom a) Dynamic Range Phantom a) Hine Duley Phantom
A homogenitás felvételek számítógépes elkészítéséhez és kiértékeléséhez a gammakameraszámítógép rendszer homogenitás ellenőrző programját alkalmaztuk. A vonalakat, illetve pontokat tartalmazó tesztminták számítógépes felvételeihez 256x256-os mátrixméretet használtunk.
3.1.2.2. BAR fantomok leképezése A BAR fantomot a felfele fordított kollimátor nélküli detektorra helyeztük, majd a dertektor középpontjától 3 detektorátmérő távolságra felfüggesztett, 50 MBq aktivitású 99mTc izotópoldatot tartalmazó pontforrással, 256x256-os mátrix méretben, 2 millió impulzust gyűjtöttünk be. A felvételeket a négy (21. ábra), illetve 6 szegmenses fantom (22. ábra) esetében is ugyanúgy készítettük el.
27
21. ábra
22. ábra
3.1.2.3. Csontfantom leképezése A fantom átvilágításához használt sugárforrások: –
57
Co síkforrás (kereskedelmi forgalomban beszerezhető 120 MBq aktivitású zárt síkfor-
rás) –
99m
Tc síkforrás (plexiüvegből készült korong alakú tartály, melyet 400 MBq aktivitású
99m
Tc izotópoldattal buborékmentesen töltöttünk fel)
– dinamikus vonalfantom (melynek kapilláris csövét 350 MBq aktivitású
99m
Tc izotópol-
dattal töltöttük fel) A fantomról, három különböző méréstechnikai elrendezésben készítettünk felvételeket: 1. Statikus felvétel síkforrással A fantomot a kollimátorral felszerelt felfelé fordított detektorra helyeztük, majd rátettük a síkforrást. 256x256-os mátrixméretben, különböző impulzusszám begyűjtésével, statikus felvételeket készítettünk. Tekintettel a síkforrás és a fantom közti méretkülönbségekre, a felvételt két részletben (23. a. ábra és 23. b. ábra) tudtuk elkészíteni. 2. Egésztes felvétel síkforrással A síkforrást a vizsgálóágyra helyeztük, rátettük a csontfantomot, és a kollimátorral felszerelt detektorral egésztest üzemmódban, különböző impulzusszámú felvételeket készítettünk. 2. Statikus felvétel dinamikus vonalfantommal
28
A dinamikus vonalfantomot megfelelő állványra helyeztük, majd fölé tettük a csontfantomot. A kollimátorral felszerelt lefelé néző detektorral, 256x256-os mátrix méretben különböző impulzusszámú felvételeket készítettünk. 23. a. ábra
23. b. ábra
3.1.2.4. SPECT összparaméter fantom, máj fantom és pajzsmirigy fantom leképezése SPECT összparaméter (Jaszczak) fantom A fantomot 300 MBq aktivitású 99m-Tc izotópoldattal töltöttük fel, majd finom felbontású kollimátorral felszerelt detektorral, 128x128-as mátrix méretben, 360 fokos elfordulással, 90 vetületi kép begyűjtésével, SPECT felvételeket készítettünk. A vetületi képek idejét úgy választottuk meg, hogy a felvételek összimpulzusszáma 3 millió, illetve 30 millió beütés legyen. A hideg göböket tartalmazó térfogatról (24. a. ábra), illetve a forró furatokat tartalmazó területről (24. b. ábra) metszeti képeket készítettünk. 24. a. ábra
24. b. ábra
29
A vízzel feltöltött fantomról MR készülékkel (Fast SE, FE 2000/20/004, SP 55, SW 5 paraméterekkel) is készítettünk felvételeket (25. a. ábra és 25. b. ábra) 25. a. ábra
Máj fantom (26. ábra)
25. b. ábra
26. ábra
A fantomot 150 MBq aktivitású 99m-Tc izotópoldattal töltöttük fel. Finomfelbontású kollimátorral felszerelt detektorral, 256x256-os mátrixméretben, 800 000 össz beütésszámú statikus felvételt készítettünk. Pajzsmirigy fantom (27. ábra) A fantomot 50 MBq aktivitású 99m-Tc izotópoldattal töltöttük fel. Finomfelbontású kollimátorral felszerelt detektorral, 256x256-os mátrixméretben, 800 000 össz beütésszámú statikus felvételt készítettünk.
27. ábra
30
3.1.2.5. CT-, ultrahang-, emlő fantomok és DSA szoftver fantom leképezése A fantomokról, a megfelelő modalitásokon, célirányosan készítettünk felvételeket. A leképezési paramétereket úgy választottuk meg, hogy a fantom vizsgált régiójáról készült kép, a modalitással elérhető, legoptimálisabb legyen. Az alábbi ábrákon, a fantomokról készült néhány felvételt mutatunk be: CT fantomok (28. ábra és 29. ábra) 28. ábra
29. ábra
Ultrahang fantom (30. ábra és 31. ábra) 30. ábra
31. ábra
31
Emlő fantom (32. ábra és 33. ábra) 32. ábra
33. ábra
34. ábra DSA szoftver fantom (szóróanyag) (34. ábra)
32
3.1.3. A fantomfelvételek kiértékelése 3.1.3.1. Dinamikus vonalfantom A dinamikus vonalfantom összes tesztmintáit vizuálisan, a detektor homogenitásának, a vonalválaszfüggvény félértékszélességének meghatározására alkalmas tesztmintákat pedig kvantitatívan is értékeltük.
Vizuális értékelés A homogén sugármezőről készített felvételeken a beütésszám változásokat vizsgáltuk. A vonalakat, vagy pontsorokat tartalmazó mintákon meghatároztuk az egyenestől való eltérés mértékét, illetve az egymástól elkülöníthető pontsorok, vonalpárok helyzetét. Kvantitatív értékelés A homogenitás felvételekből, a NEMA standard szerint (IAEA 1991), a teljes és a központi látómezőre integrál és differenciál homogenitás értékeket számoltunk. A detektor geometriai felbontásának meghatározásához a kapilláris csőről vonalválaszfüggvényt készítettünk. A detektor geometriai felbontását a vonalválaszfüggvény félértékszélességével (FWHM) jellemeztük.
3.1.3.2. BAR fantomok A BAR fantom felvételeket vizuálisan értékeltük. Meghatároztuk a fantom azon szegmensét, amelynek vonalai még elkülöníthetők egymástól.
3.1.3.3. Csontfantom A csontfantom felvételeket a klinikai vizsgálatokat végző orvosok értékelték, akiknek arról kellett nyilatkozniuk, hogy a képekhez mellékelt sematikus ábrán mely területeken látnak fokozott, vagy csökkent aktivitást és a felfedezett elváltozást milyen biztonsággal tartják kórjelzőnek. Biztosan negatív (score érték: 1), bizonytalan (score érték:2), valószínűleg pozitív (score érték: 3), és biztosan pozitív (score érték: 4) kategóriák valamelyikét kellett az osztályozás során alkalmazniuk, és a mérési jegyzőkönyv sematikus ábráján bejelölniük. Az értékelők eredményeiről ROC görbéket készítettünk. Az y tengelyen a szenzitivitás (valós pozi-
33
tív/valós pozitív+téves negatív), az x tengelyen az 1-specificitás (téves pozitív/valós negatív+téves pozitív) értékeket tüntettük fel. A ROC-görbét a végpontokon kívül három ponton át szerkesztettük. A görbe első pontjának kiszámításához pozitívnak tekintettük a 4-es score értékű területeket, az összes többit pedig negatívnak, a görbe második pontjához a 4-es és 3-as score értékű területeket, a harmadik görbeponthoz pedig a 4-es, 3-as és 2-es score értékű területeket tekintettük pozitívnak. Az egyedi vizsgálatok, illetve az értékelők teljesítményét a szerkesztett ROC-görbék alatti terület nagyságával jellemeztük.
3.1.3.4. SPECT összparaméter-, máj- és pajzsmirigy fantom A fantomfelvételeken az észlelés biztonságát 1-4-ig terjedő score értékkel jellemeztük, ezen belül a biztosan normális területhez 1-es, a biztosan kóroshoz 4-es score érték tartozott. SPECT összparaméter fantom Az értékelőknek arról kellett nyilatkozniuk, hogy a metszeti képeken milyen mértékben tudják elkülöníteni a „hideg” göböket, illetve a „forró” pontsorokat a környezettől. Máj fantom, Pajzsmirigy fantom Az értékelőknek arról kellett nyilatkozniuk, hogy a fantomokról készített statikus felvételen a látható „hideg”, illetve „forró” területeket milyen mértékben tudják elkülöníteni a környezettől.
3.1.3.5. CT-, ultrahang-, emlő fantomok és DSA szoftver fantom Az észlelés biztonságát 1-4-ig terjedő score értékkel jellemezve (1-es a biztosan normális, 4-es a biztosan kóros), az alábbi kérdésekre kerestünk választ: C T fantom (I.) A különböző szegmensek vonalpárjai milyen mértékben különülnek el egymástól? C T fantom (II.) – A különböző abszorpciós (Hannsfield egység) értékű hengerek között látható-e különbség? – A pontsorok elemei milyen mértékben különülnek el egymástól? Ultrahang fantom – A vízszintes, illetve ferde pontsorból hány pontot lehet elkülöníteni egymástól?
34
– Hány tumorárnyék, illetve cystosus képlet látható a felvételeken? Emlő fantom – A vonalsorok elemei milyen mértékben különülnek el egymástól? – Hány kontrasztlépcsőt lehet elkülöníteni a háttértől? – A felszíntől mélybe haladóan, subcutan, illetve mélyen fekve elhelyezett mikrokalcifikációkat, valamint a tumorárnyékokat milyen mértékben tudjuk elkülöníteni a környezetüktől? DSA szoftver fantom Milyen minőségű a felvétel?
3.1.4. Sugárzásmérő műszerek 3.1.4.1. Intraoperativ gammaszonda (35. ábra) 35. ábra A
C-Trak
(AEA
TECHNOLOGY) típusú gamma szondát az őrszem nyirokcsomók
detektálására
és
localizálására használtuk (Varga J és mtsa. 2000). A detektor anyaga CsI kristály, energia tartománya 70 keV-364 keV, a szonda hossza 17 cm, átmérője – wolfram kollimátorral – 15 mm volt.
3.1.4.2. Gammaszonda (proporcionális számlálócső) (36. ábra) A háttér dózisértékek meghatározásához, számítógéphez csatlakoztatott proporcionális számlálócsővel ellátott BITT RS/03 típusú (BITT Technology, Ausztria) gammaszondát használtunk. A készülék specifikációja szerint energia tartománya 60 keV-1,2 MeV, mérési tartománya 10 nSv/h-10 Sv/h, mérési pontossága ± 15%. A
36. ábra
35
széles mérési tartomány lehetővé teszi a természetes környezeti háttérváltozás, valamint a nagy dózisteljesítmények mérését is.
3.1.4.3. Személyi dózismérő (félvezető detektoros) (37. ábra)
37. ábra
A személyi dózisterhelés mérésére (egyenérték dózis) félvezető detektoros,
számítógéphez
csatlakoztatható,
Dosicard
típusú
(Eurisys Mesures) személyi dózismérőt használtunk. A készülék a gamma sugárzást 60 keV - 1,2 MeV energia tartományban méri, mérési pontossága ± 15%. A doziméter hitelesített egyenérték dózis tartománya: 1 µSv – 10 Sv, dózisteljesítmény tartománya: 1 µSv/h 1 Sv/h volt.
3.1.4.4. Gyűrűdoziméter (termolumineszcens) (38. ábra) 38. ábra A végtagok bőrfelületén mért dózisértéket (mGy) LiF termolumineszcens (TL) (MTS-N típusú) gyűrűdoziméterrel mértük. A doziméterek mérési tartománya 0.1 mGy-1Gy között volt. A LiF detektort széles dózistartományban dózislinearitás jellemzi, 50 keV feletti gamma sugárzásra energiafüggetlen jelzést ad, ezért az inhomogén, szórt sugárzási tér mérésére előnyösen alkalmazható (Osvay M és mtsai. 1993). A dózismérők eredményeinek reprodukálhatósága és egyedi szórása 60Co gamma sugárzásra 5%-on belül van. A doziméterek megfelelő hőkezelése, kalibrálása és a detektort ért sugárzás kiolvasása (Harshaw 200 AB TL kiértékelővel) az MTA Izotóp- és Felületkémiai Intézetében történt.
36
3.2. Gammakamera detektor minőségellenőrzése dinamikus vonalfantommal 3.2.1. Bevezetés Az izotópdiagnosztikában használt képalkotó rendszerek komplexitása fokozott igényességű minőségbiztosítást tesz szükségessé. A korrekt diagnosztikai munka alapfeltétele a gammakamerák rendszeres minőségellenőrzése. Amennyiben a hazai izotópdiagnosztikai laboratóriumokban folyó minőségellenőrzést a nemzetközi színvonal irányába kívánjuk fejleszteni, valószínűleg helyes úton járunk, ha a jól ismert NEMA szabványokat, illetve az IAEA ajánlásait vesszük alapul (NEMA (1980); NEMA (1986); NEMA (1994); NEMA (2001); IAEA (1981); IAEA (1984); IAEA (1986); IAEA (1991)). Amikor azonban a NEMA, illetve az IAEA standardok kategóriáiban gondolkozunk, hamar be kell látnunk, hogy bevezetésük illuzórikus olyan laboratóriumokban, amelyekben, a különféle mérőeszközök és fantomok drágasága miatt, a gammakamerák minőségellenőrzésének rendszeresen használható, kizárólagos eszköze a 99mTc pontforrás. Intézetünkben a Veenstra cég által gyártott, DLP-101 típusú, több hagyományos fantomot egyesítő készülékkel szereztünk tapasztalatokat (3.1.1.1. fejezet). A fantom használata során potenciálisan lehetővé vált a teljes képalkotó rendszer (detektor-kollimátor-adatfeldolgozódokumentációs egység) paramétereinek ellenőrzése (3.1.2.1. fejezet). A fantom beszerzését megelőzően elvárásaink a következők voltak: – a dinamikus vonalfantom helyettesítse a drága, maximálisan két éven keresztül használható
57
Co síkforrást, azaz alkalmas legyen, felszerelt kollimátor mellett a detektor ho-
mogenitásának ellenőrzésére – a fantommal a detektor linearitása és geometriai felbontása az általunk korábban használt, négy negyedes BAR fantom leképezésénél megbízhatóbban legyen vizsgálható – különböző sugárzási energiájú radioaktív izotópok alkalmazása legyen egyszerűbb Vizsgálatainkkal nemcsak arra kerestünk választ, hogy a kiválasztott készülék mennyiben felel meg előzetes elvárásainknak, hanem arra is, hogy milyen feltételek mellett, illetve esetleg milyen korlátokkal alkalmas megbízható komplex minőségellenőrző mérésekre.
37
3.2.2. Módszerek A dinamikus vonalfantommal két darab MB9200-as típusú gammakamerán és egy Siemens Diacam-Icon SPECT készüléken, a 3.1.2.1 fejezetben ismertetett módon tesztfelvételeket készítettünk. A felvételeket a 3.1.3.1 fejezetben leírtak szerint értékeltük.
3.2.3. Eredmények A kapilláris csövet 32 esetben feltöltéséhez elkészített
99m
Tc, egy esetben
201
Tl izotópoldattal töltöttük fel. A cső
99m
Tc izotópoldat aktivitása 0,8-1,5 GBq között változott, a kapillá-
risba ennek kb. 1/5-e, 160-300 MBq került. A
201
Tl-os mérésekhez a kapilláris cső aktivitása
kb. 70 MBq volt. Az ily módon feltöltött kapilláris csővel a detektor paramétereket kollimátorral vizsgáltuk; kollimátor nélküli méréseket 18-24 óra elteltével végeztünk. A detektor homogenitása A detektorok homogenitásának ellenőrzését kollimátor nélkül és kollimátorral egyaránt elvégeztük. Az analóg felvételeken a homogenitás minden esetben jól megítélhető volt. A fantom hibájára utaló szisztematikus eltéréseket (csíkos, illetve foltos képet) egy esetben sem találtunk. A Siemens Diacam-Icon SPECT készüléken, kollimátor nélkül, vonalfantommal, illetve 18 MBq aktivitású 99mTc pontforrással (140 keV fotocsúcson, 20%-os ablakkal, 30 millió impulzus begyűjtésével) homogenitás felvételeket készítettünk (2. számú táblázat). A két módszerrel mért homogenitás értékek között nem találtunk szignifikáns (p<0,05) különbséget. 2. táblázat. Siemens Diacam-Icon SPECT készülék detektorának NEMA szabvány szerint számított homogenitás értékei 6
5
Homogenitás (%)
4
Pontforrás (n=10)
Vonalfantom (n=10)
Integrális homogenitás (%) Hasznos látómező (UFOV) Központi látómező (CFOV)
3,9 ± 0,3 3,5 ± 0,2
4,2 ± 0,4 3,7 ± 0,2
Differenciális homogenitás (%) Hasznos látómező (UFOV) Központi látómező (CFOV)
2,5±0,2 2,2±0,2
2,7 ± 0,3 2,6 ± 0,2
3
A vizsgált detektorok homogenitását tíz héten keresztül követtük nyomon. A
IUFOV ICFOV DUFOV 40. ábrán DCFOV
a
Siemens Diacam-Icon SPECT készülék detektorának kollimátor nélkül mért homogenitás 2 értékeinek időbeli változásait tüntettük fel. 1
40. ábra 0 1
2
3
4
5
6
Hetek
7
8
9
10
38
A homogenitás értékek hétről-hétre történő ingadozása, a referencia értékekhez viszonyítva, ±20%-on belül maradt. A detektor linearitása A detektorok linearitását csak kollimátorral együtt vizsgáltuk. Megállapítottuk, hogy a linearitás vizsgálatára a PLES, a BRH, valamint az OHTP tesztminták egyaránt alkalmasak (3.1.2.1 fejezet). A 41–43. ábrákon MB9200-as gammakamera általános kollimátorral felszerelt detektorának lineáritás vizsgálata alkalmával készített PLES (41. ábra), BRH (42. ábra), valamint OHTP (43. ábra) tesztmintát mutatunk be. A képeken, a vizsgált detektor lokális geometriai torzítása egyértelműen azonosítható volt. 41. ábra
42. ábra
43. ábra
A detektor geometriai felbontása A detektorok geometriai felbontását szintén kollimátor alkalmazásával vizsgáltuk. Vizuális értékelés (3.1.3.1. fejezet) A felbontás megítéléséhez az MTF, valamint a forróvonal-felbontás fantomok bizonyultak a legalkalmasabbnak (3.1.2.1. fejezet). A 44. ábrán az MB-9200 típusú, nagy látómezejű gammakamera általános kollimátorral felszerelt detektora geometriai felbontásának vizsgálatára készített forróvonal-felbontás tesztmintát mutatjuk be. A felvételen, az egymástól 6 mm távolságra elhelyezkedő vonalpár vonalait már el tudtuk különíteni egymástól. A beteg vizsgálatok modellezéséhez a kapillárisra a műszer tartozékát képező 4,2 cm vastag szóróközeget erősítettünk. A szóróközeggel készített felvételen (45. ábra) csak az egymástól 8 mm távolságra elhelyezkedő vonalpár vonalait tudtuk elkülöníteni egymástól. 44. ábra
45. ábra
39
Számítógépes értékelés (3.1.3.1. fejezet) A kapilláris hossza mentén minden egyes pixelre kiszámítottuk a Gauss görbe félértékszélességének átlagát és szórását. A látómező 13 tetszőleges pontjának értékeit a 3. számú táblázatban foglaltuk össze. 3. táblázat. MB 9200-as típusú, általános kollimátorral felszerelt detektor különböző pontjain meghatározott Gauss görbék félértékszélessége Szám 1 2 3 4 5 6 7 8 9 10 11 12 13 Átlag ±SD (mm)
Félértékszélesség (mm) 5,62 5,67 5,77 5,75 5,73 5,83 5,85 5,86 5,82 5,72 5,67 5,70 5,63 5,74 ± 0,08
Egyéb vizsgálatok A detektor látómezejének nagyságát a Hine-Duley fantomprogrammal (3.1.2.1. fejezet) vizsgáltuk. A látómező nagyságát 5 mm pontossággal tudtuk meghatározni. Ezt a mindennapi gyakorlat számára nem tartjuk kielégítőnek. Hasonlóképpen nem találtunk gyakorlati alkalmazási lehetőséget az úgynevezett Dynamic Range fantom programnak sem, annak ellenére, hogy
46. ábra
40
az analóg felvételeken a vonalforrás egyenletesen változó sebességéből adódó filmfeketedési különbségek jól tükröződtek. Az OHTP fantomprogram felhasználásakor, közepes energiájú divergáló kollimátorral Moiré-effektust észleltünk (46. ábra).
3.2.4. Megbeszélés Dinamikus vonalfantomot a gammakamera detektor paramétereinek vizsgálatára először Deconick és munkatársai ajánlottak (Deconinck F és mtsa. 1982). A műszert a Veenstra cég alakította ipari termékké, és jelenleg is ez a cég forgalmazza. A fantommal részletes vizsgálatot Cradduck T és Busemann-Sokole E végeztek (Cradduck T és mtsa. 1990; BusemannSokole E és mtsa. 1991). Megállapították, hogy a fantom jól használható a gammakamerák rendszeres minőségellenőrzésére, emellett azonban bizonyos fenntartásokat is megfogalmaztak. A homogenitás mérésénél nehézséget jelent, hogy a mérés során a kör alakú detektorok a vonalfantom különböző hosszúságú szakaszait látják, és így az értékelhető össz impulzusszám folyamatosan változik. Tekintettel arra, hogy néhány százalékos holtidős veszteség már a homogenitás értékek változását okozhatja, az impulzushozam ingadozása a mért értékeket befolyásolja. Ezzel magyarázható az a Busemann-Sokole és munkatársai által észlelt jelenség, hogy vonalforrás esetén a látómező közepének látszólagos érzékenysége a sík-, illetve pontforrással meghatározott értéknél kisebb. Mindazonáltal, rutin mérési körülmények között, az integrális és differenciális homogenitás értékének eltérését viszonylag csekélynek, 2% alattinak értékelték. Saját vizsgálatainkban a látómező homogenitás pontforrással, illetve vonalfantommal mért értékeit lényegében azonosnak találtuk. Irwin és munkatársai (1991) a detektor homogenitásának mérésével kapcsolatban a dinamikus vonalfantom előnyös tulajdonságait emelték ki. Lényegesnek tartották, hogy a kapilláris a konkrét betegvizsgálatok során használt radioaktív izotópokkal tölthető fel, és az így kapott homogenitás értékek jobban tükrözik a valóságot. Periodikusan elrendezett vonalakat tartalmazó fantomok leképezése során, a képalkotó rendszer teljesítőképességétől függetlenül fellépő jelenség a Moiré-effektus (Hart GC. 1986). Ilyen tipusú fantom leképezése során inteferencia léphet fel, amelynek következtében a felvételen látott alakzat meglepő mértékben eltérhet a fantom mintázatától. Azt, hogy a leképezés során interferencia fellép-e, vagy sem, előre nem lehet megjósolni. A jelenséggel mi közepes energiájú divergáló kollimátor vizsgálata során, az OHTP fantomprogram felhasználá-
41
sakor találkoztunk (46. ábra). Az interferencia a felvételek jellegzetes mintázata alapján szerencsére könnyen azonosítható. Abban az esetben, ha egy adott kollimátor és a fantom geometriai viszonya interferenciához vezet, a kollimátorral felszerelt detektor paramétereit a dinamikus vonalfantom egy másik tesztprogramjával még sikeresen vizsgálhatjuk. Figyelemre méltó, hogy az interferencia miatt torzított felvételek jól használhatók a detektor hibáinak azonosítására. Azokon a helyeken ugyanis, ahol az interferenciakép szimmetriája nem tökéletes, a detektor lokális geometriai torzítását feltételezhetjük. Következtetés A dinamikus vonalfantom általában és az általunk használt típus egyaránt alkalmas a kollimátorral felszerelt detektorok homogenitásának, linearitásának és térbeli felbontóképességének, illetve a kollimátor nélküli detektorok homogenitásának vizsgálatára, a betegfelvételeknél használt radioaktív izotópok alkalmazásával. Nem nyújt segítséget azonban a homogenitás korrekciós mátrixok feltöltéséhez, nem helyettesíti legalább egy szervfantom rendszeres leképezését, nem teszi feleslegessé a kollimátor nélküli detektor homogenitásának
99m
Tc
pontforrással végzett, időszakos ellenőrzését. Amennyiben valamely okból képalkotó rendszerünk paramétereinek pontos meghatározására van szükség, továbbra sem tekinthetünk el a nemzetközi szabványoknak megfelelő szigorú mérési eljárásoktól.
3.3. Gammakamera detektor homogenitásának vizsgálata dinamikus vonalfantommal 3.3.1. Bevezetés A gammakamerák minőségellenőrzési protokolljainak elengedhetetlen része a detektor, illetve a detektor kollimátor rendszer homogenitásának ellenőrzése (Sharp P és mtsa. 1981; Cradduck TD és mtsa. 1984; NEMA (1986); IAEA (1977); IAEA (1991)). A detektor homogenitását általában pontforrással, a rendszer homogenitását pedig kereskedelemi forgalomban található 57Co, vagy radioaktív oldattal feltölthető, síkforrással vizsgálják. A pontforrás hátránya, hogy csak a kollimátor nélküli detektor ellenőrzésére alkalmas. Az 57Co síkforrás spektruma különbözik a betegvizsgálatokra használt radionuklidokétól, és viszonylag drága. A különböző formájú és méretű feltölthető síkforrások kezelése nehézkes, alkalmazásuk a dolgozók jelentős sugárterhelésével jár. Az előbbiekhez viszonyítva, a dinamikus vonalfantom (3.1.1.1. fejezet) kedvezőbb megoldást nyújt. A fantomnak, a homogenitás ellenőrzésére tör-
42
ténő alkalmazására vonatkozóan azonban több kérdés is felmerült (Cradduck T és mtsa. 1990; Busemann-Sokole E és mtsa. 1991), ezek tisztázására magunk is ellenőrző méréseket végeztünk. Megvizsgáltuk, hogy milyen méréstechnikai körülmények biztosításával érhetünk el korrekt, megbízható eredményeket.
3.3.2. Módszerek Dinamikus vonalfantommal négy darab kör alakú és egy négyszögletes detektorú gammakamerán (4. táblázat) végeztünk méréseket. 4. táblázat. Vizsgált gammakamerák Gammakamera 1 2 3 4 5
kör alakú, 33 cm átmérőjű
PMT szám 19
kör alakú, 38 cm átmérőjű
37
kör alakú, 38 cm átmérőjű
37
kör alakú, 38 cm átmérőjű
37
négyszögletes 53,3 cm x 38,7 cm
59
Típus MB 9100 Picker Dyna 4C/13 licence MB 9200 Picker Dyna 4C/15 licence MB 9200 Picker Dyna 4C/15 licence MB 9200 Picker Dyna 4C/15 licence Siemens Diacam
Látómező
Impulzushozam – aktivitás görbék Megvizsgáltuk, hogy a különböző aktivitású
99m
Tc radioaktív oldattal feltöltött kapilláris
cső detektálásakor milyen holtidős veszteségek lépnek fel. Méréseinkhez a vonalforrást a detektor felszínéhez közel, a látómező középvonalában helyeztük el. Így, a kör alakú detektorok esetében is, a maximális impulzushozamot (és az azzal járó maximális holtidős veszteségeket) mértük. A kollimátor nélküli mérésekhez a kapilláris csövet 150 MBq, a kollimátoros mérésekhez pedig 1,5 GBq aktivitású radioaktív oldattal töltöttük fel. Az alacsonyabb aktivitás értékeket a bomlási idő kivárásával értük el. Így, kollimátor nélkül 150-10 MBq, kollimátorral pedig 1,5 GBq-100 MBq tartományban, a kapilláris cső kilenc különböző aktivitás értékével végeztünk impulzushozam méréseket (140 KeV fotocsúcson, 20%-os szimmetrikus ablakkal). A vizsgált detektorok impulzushozam - aktivitás görbéin meghatároztuk a linearitás felső határértékét (A), a 20%-os holtidős veszteséget (B), illetve a detektált maximális impulzushozamot (C).
43
Homogenitás – impulzushozam görbék Az impulzushozam mérésekhez feltöltött, különböző aktivitású kapilláris csővel homogenitás felvételeket készítettünk (140 KeV fotocsúcson, 20%-os szimmetrikus ablakkal). Az adatgyűjtést a kör alakú detektoros gammakamerákon microSegams, a négyszögletes detektorú rendszeren pedig Siemens Icon számítógéppel végeztük. A kisebb látómezejű, kör alakú detektorokkal 12 millió, a négyszögletes detektorral pedig 30 millió beütésszámmal készítettünk homogenitás vizsgálatokat. A felvételekből, a NEMA standard szerint (IAEA 1991), integrális és differenciális homogenitás értéket számoltunk. A detektorok kollimátor nélkül mért homogenitás értékekeit kollimátorral mért homogenitás adatokat pedig
57
99m
Tc pontforrással, a
Co síkforrással kapott értékekkel hasonlí-
tottuk össze. A gammakamera detektorok homogenitásának ellenőrzése
99m
Tc pontforrással és
57
Co
síkforrással A kollimátor nélküli detektorok homogenitását, a kristály felületétől 5 detektorátmérő távolságra elhelyezett, 18 MBq aktivitású
99m
Tc pontforrással, a dinamikus vonalfantomnál
használt felvételi paraméterekkel ellenőriztük. Az egyik kör alakú detektoros, 37 PMT-s, általános kollimátorral felszerelt gammakamerán, 100 MBq aktivitású
57
Co síkforrással készítettünk homogenitás felvételt (120 KeV
fotocsúcson, 20%-os szimmetrikus ablakkal; kör alakú detektorokkal 12 millió, négyszögletes detektorral 30 millió beütésszámmal).
3.3.3. Eredmények Impulzushozam - aktivitás görbék 80
Impulzushozam-aktivitás görbe kollimátor nélküli mérésekkel kapott adatait a 47. ábrán, 70
Impulzushozam (x 10000 cps)
kollimátoros értékeket pedig a 48. ábrán mutatunk be. 60
47. ábra
50 40 30
C
20
B 10 0 0A
20
A
40
B
60
C
80 Aktivitás (MBq)
100
120
140
160
44
48. ábra 60
Impulzushozam (x10000 cps)
50
40
30
20
10
0 0
2
4
6
8
10
12
14
16
Aktivitás (x 100 MBq)
A vizsgált gammakamerák impulzushozam-aktivitás görbéinek főbb adatait az 5. számú táblázatban foglaltuk össze. 5. táblázat. A vizsgált gammakamerák impulzushozam értékei Gamma kamera
Impulzushozam (cps)
A B C 1 32 000 50 000 65 900 2 30 000 59 000 74 200 3 30 000 49 000 69 500 4 34 000 55 000 68 800 5 65 000 115 000 135 000 Magyarázat: A = az impulzushozam-aktivitás görbe linearitásának határa B = 20%-os holtidős veszteség C = az észlelt impulzushozam maximuma
Az azonos típusú gammakamerák (2–4 kamerák) impulzushozam-aktivitás görbéin a linearitás határértékét (A) 30 000 cps impulzushozam körül észleltük, a 20%-os holtidő (B) 50000–60000 cps értéknél következett be, a maximális impulzushozamot pedig 60 000–68 000 cps-nek mértük. Gammakamera homogenitás – impulzushozam görbék A vizsgált gammakamerák teljes (UFOV) és központi látómezejének (CFOV) integrális és differenciális homogenitás értékeit a kapilláris cső impulzushozamának függvényében ábrázoltuk. A 49. ábrán kollimátor nélküli detektor jellegzetes homogenitás-impulzushozam gör-
45
béjét mutatjuk be. Egy viszonylag szűk impulzushozam tartományon kívül, a homogenitás értékek folyamatos romlása (növekedés) figyelhető meg. Az optimális impulzushozam tartomány felső határértékét az impulzushozam-aktivitás görbe linearitásának határához rendeltük hozzá (a 47. ábra A pontja). Az alsó határértéket úgy határoztuk meg, hogy az A ponthoz tartozó, teljes látómező integrális homogenitás értékét, a homogenitás – impulzushozam görbén visszavetítettük (A*). A detektor vonalfantommal mért homogenitás értékei, az így megállapított impulzushozam tartományon belül, állandónak tekinthetők (49. ábra). Az optimális tartományon kívül, az alacsony aktivitás értékeknél az impulzushozam statisztikus ingadozása, a magasabb aktivitásoknál pedig a holtidős veszteségek a homogenitás romlásának okozói. Az 50. ábrán általános kollimátorral felszerelt, kör alakú detektorral mért homogenitásimpulzushozam görbét ábrázoltunk. Elvárásainknak megfelelően, a kollimátor nélküli (49. ábra) homogenitás-impulzushozam görbe formája megegyezik a kollimátoros adatokból szerkesztett görbéjével (50. ábra). A stabil homogenitás értékeket szolgáltató optimális impulzushozam tartomány is azonos. 49. ábra 30 Integrális homohenitás (UFOV)
Homogenitás (%)
25
Differenciális homogenitás (UFOV)
20
15
Integrális homogenitás (CFOV)
optimális impulzushozam tartomány
10
Differenciális homogenitás (CFOV)
5
A*
0 0
1
A 2
3
4
5
Impulzushozam (x10000 cps)
6
7
8
46
50. ábra 30 Integrális homohenitás (UFOV)
Homogenitás (%)
25
20
Differenciális homogenitás (UFOV)
15
Integrális homogenitás (CFOV)
10
Differenciális homogenitás (CFOV)
5
0 0
1
2
3
4
5
6
Impulzushozam (x10000 cps)
A 6. számú táblázatban a vizsgált gammakamerák optimális impulzushozam tartományait tüntettük fel. 6. táblázat. A vonalforrás optimális impulzushozam tartománya GammaOptimális impulzushozam tartomány* kamera (cps) 1 22 000 – 32 000 2 15 000 – 30 000 3 19 000 – 30 000 4 18 000 – 34 000 5 15 000 – 65 000 * A detektor látómezejének közepére elhelyezett vonalforrás impulzushozama
Az egyes gammakamerákon jól meghatározott impulzushozam tartományokban kaptunk stabil homogenitás értékeket. Az azonos típusú gammakamerákon (2–4 kamerák) mért impulzushozam tartományoknak volt közös intervalluma is: 20 000 – 30 000 cps, ami kollimátor nélküli méréseknél 10 – 20 MBq, kollimátorral pedig 200 – 600 MBq aktivitású vonalforrásnak felelt meg. A gammakamera detektorok homogenitásának ellenőrzése
99m
Tc pontforrással és
57
Co
síkforrással A vizsgált gammakamerák optimális impulzushozam tartományában a kollimátor nélküli detektor vonalfantommal mért homogenitás értékeit összehasonlítottuk a
99m
Tc pontforrással
47
kapott adatokkal (7. táblázat). Az átlagértékek között nem találtunk szignifikáns különbségeket (p<0,05). 7. táblázat. A vizsgált gamma kamerák központi látómezejének homogenitás értékei (n=10) Gammakamera 1 2 3 4 5
Sugárforrás
Integrális homogenitás
Differenciális homogenitás
Pontforrás Vonalfantom Pontforrás Vonalfantom Pontforrás Vonalfantom Pontforrás Vonalfantom Pontforrás Vonalfantom
10,21± 0,59 9,52 ± 0,99 5,42 ± 0,30 6,01 ± 0,36 5,05 ± 0,40 5,12 ± 0,38 5,30 ± 0,41 6,03 ± 0,48 3,70 ± 0,19 4,45 ± 0,50
5,85 ± 0,27 6,99 ± 0,46 3,66 ± 0,27 3,67 ± 0,16 3,30 ± 0,14 3,16 ± 0,01 3,44 ± 0,22 3,60 ± 0,36 1,87 ± 0,21 2,47 ± 0,52
Az általános kollimátorral felszerelt detektor vonalfantommal mért homogenitás értékeit 57
Co síkforrással kapott adatokkal hasonlítottuk össze (8. táblázat). A központi látómező in-
tegrális és differenciális homogenitás értékei között nem találtunk szignifikáns eltéréseket (p<0,05). 8. táblázat. Kör alakú detektoros, 37 PMT-s, általános kollimátorral felszerelt gammakamera homogenitás értékei (n=10) Sugárforrás 57
Co síkforrás Vonalfantom
UFOV Integrális homogenitás 4,68 ± 0,35 5,52 ± 0,30
CFOV Differenciális homogenitás 3,18 ± 0,27 3,49 ± 0,22
Integrális homogenitás 4,08 ± 0,43 4,54 ± 0,25
Differenciális homogenitás 2,85 ± 0,27 3,13 ± 0,36
3.3.3. Megbeszélés A gammakamerák homogenitásának vizsgálata a minőségellenőrzési protokollok elengedhetetlen része. A kollimátor által okozott torzítások a képalkotó rendszer teljesítményét nagymértékben befolyásolják, ezért a betegvizsgálatokban fennálló méréstechnikai körülmények reprodukálására, a kollimátorral felszerelt detektor homogenitásának ellenőrzése a kívánatos. A kollimátoros mérésekhez nagy kiterjedésű sugárforrásokra van szükség, ami viszont a dolgozók fokozottabb sugárterhelését okozza (La Fontaine R és mtsai. 1983). Továbbá, az lenne az ideális, ha a képalkotó rendszer paramétereit a betegvizsgálatra használt radioaktív izotóppal lehetne ellenőrizni. A fenti szempontok figyelembevételével, folyamatosan erőfe-
48
szítéseket tesznek új fantomok fejlesztésére és előállítására (Deconinck F és mtsa., 1982; Jordan és mtsa. 1987; 2.1.3. fejezet). A dinamikus vonalfantom jól használhatónak bizonyult a kollimátorral felszerelt detektor paramétereinek ellenőrzésére (3.2. fejezet), a kapilláris cső feltöltése és mozgatása, a hagyományos síkforrásokhoz képest egyszerűbb és gyorsabb, minek következtében kisebb a dolgozók sugárterhelése is, illetve a mérések tetszőlegesen, bármilyen, a betegvizsgálatokban alkalmazott radioaktív izotópoldattal elvégezhetők. A munkánk célja az volt, hogy meghatározzuk a kapilláris cső azon impulzushozam értékeit, melyek alkalmazásával, a 99mTc pontforrással mért homogenitás értékekhez hasonló adatokat kaphatunk. Ugyanaz az impulzushozam optimális a kollimátoros méréseknél is, természetesen ebben az esetben a kapilláris csövet lényegesen nagyobb aktivitású izotópoldattal kell feltölteni. Deconinck és munkatársa (1982), a dinamikus vonalfantom minőségellenőrzésre történő alkalmazásáról már részletesen beszámoltak. Az eszközt alkalmasnak találták több gammakamera paraméter ellenőrzésére, de a homogenitás mérésével kapcsolatban fenntartásaikat hangoztatták, akárcsak Cradduck TD és munkatársai (1990) is. A kétségek abból származtak, hogy kör alakú detektorok ellenőrzésekor, a vonalfantom változó impulzushozamot szolgáltat, attól függően, hogy a kapilláris milyen hosszú szakasza kerül a tesztelt detektor látómezejébe. A detektor középvonalában elhelyezkedő kapilláris esetén az impulzushozam maximális, a látómező széle felé haladva pedig folyamatosan csökken. A változó impulzushozam miatt változik a mérés holtidős vesztesége, a detektor okozta esetleges torzítások is váltakozva jelentkeznek, attól függően, hogy a kapilláris cső a látómező éppen melyik területén helyezkedik el. A vonalfantom homogenitás mérésre történő megbízhatóságát az előbbi jelenségekre hivatkozva kétségbe vonták, főleg kör alakú detektoros gammakameráknál. A négyszögletes detektorok esetében (Cradduck TD és mtsa. 1990) a fenti jellegű torzítások mértéke elhanyagolható, ezért sokkal stabilabb mérési eredmények várhatók. Saját eredményeink azt mutatták, hogy a vizsgált kör alakú, illetve négyszögletes detektoros gammakameráknak van egy saját impulzushozam (aktivitás) tartománya, ahol a legjobb és stabil homogenitás értékeket mértük; ezeket az értékeket pontforrással, illetve sík forrással kapott adatokkal hasonlítottuk össze. Amennyiben a kapilláris aktivitása az adott tartományon belül volt, a holtidős veszteségek még a detektor látómező közepén is 20% alatt maradtak. A tartományon kívül, a mért homogenitás értékek folyamatos romlásának magasabb aktivitások esetén a holtidőből származó veszteségek, alacsonyabb aktivitásoknál pedig a statisztikus szó-
49
ródás az okozói. Az optimális impulzushozam tartományt a kollimátoros méréseknél tehát feltétlenül be kell tartani. Következtetés A dinamikus vonalfantom megbízhatóan alkalmazható a kör alakú detektoros gammakamerák homogenitás mérésére is. A korrekt eredmények eléréséhez azonban, az adott gammakamerán optimális impulzushozam (aktivitás) tartomány előzetes meghatározása és alkalmazása szükséges.
3.4. Különböző sugárforrásokkal készített csontfantom-felvételek minőségének összehasonlítása 3.4.1. Bevezetés A nukleáris medicinai képalkotó berendezések minőségének ellenőrzésekor a betegvizsgálatokéhoz hasonló környezetben is szükség van mérések elvégzésére. A klinikai körülmények reprodukálását anatómiai fantomok segítik. A fantomvizsgálatok eredményeiből a készüléket, a vizsgálati módszert, illetve az értékelő orvos leletezését jellemző paraméterek egyaránt meghatározhatók. A WHO szervezésében, minőségellenőrző méréssorozatokat korábban agy, máj, pajzsmirigy, illetve dinamikus szívfantomokkal végeztünk (2.1.5. fejezet). Tekintettel arra, hogy a radioizotópos csontvizsgálat egyike a legelterjedtebben végzett nukleáris medicinai vizsgálatoknak, igény merült fel csontfantom előállítására is. Egy „fekete doboz” jellegű transzmissziós csontfantom prototípusát Skretting A és munkatársai készítették el, amelyet Norvégiában, laboratóriumok közötti körkísérletben próbáltak ki (Skretting A és mtsai. 1990; Skretting A és mtsai. 1991). Magyarországon, a nukleáris medicinai vizsgálatok kb. 30%-át a csontvizsgálatok teszik ki, ezért magunk is érdekeltek voltunk a csontfantommal végzett körkísérlet nyújtotta lehetőségek kihasználásában. A WHO "fekete doboz" jellegű transzmissziós csontfantomával 1994. elején 22 izotóplaboratórium 28 gammakameráján végeztünk összehasonlító vizsgálatokat (Séra T és mtsai. 1994; 1996a; 1996b). Vizsgálataink során arra kerestünk választ, hogy a csontfantom átvilágítására használt sugárforrások típusa befolyásolja-e a fantomról készített felvételek minőségét.
50
3.4.2. Módszerek Vizsgálatainkhoz, a WHO és az IAEA nemzetközi minőségellenőrző körkísérletében alkalmazott transzmissziós csontfantomot használtuk (3.1.1.3. fejezet). A csontfantom sematikus vázlatát a 3. és a 4. ábrán tüntettük fel. Méréseinket három darab MB9200-as típusú, kör alakú detektoros, 37 PMT-s gammakamerán, illetve, egy Siemens Diacam négyszögletes detektorú, 59 PMT-s és egy Elscint Helix, két fejes, négyszögletes detektorú, 59 PMT-s SPECT készüléken végeztük. A fantom átvilágításához három különböző típusú síkforrást használtunk (9. táblázat). 9. táblázat. A mérésekhez alkalmazott sugárforrások – 99mTc síkforrás (300 MBq) – 57Co síkforrás (120 MBq) – dinamikus vonalfantom (a kapilláris cső aktivitása 350 MBq)
A
99m
Tc síkforrás előállításához plexiüvegből készült korong alakú tartályt 300 MBq akti-
vitású 99mTc oldattal töltöttük fel buborékmentesen. A 120 MBq aktivitású 57Co síkforrás kereskedelemi forgalomban beszerezhető sugárforrás volt. Harmadik sugárforrásként dinamikus vonalfantomot használtuk (3.1.1.1. fejezet), amelynek a mikroprocesszor által vezérelt kapilláris csövét 350 MBq aktivitású
99m
Tc izotópoldattal töltöttünk fel. A
99m
Tc, valamint az
57
Co
kör alakú síkforrások átmérője megegyezett az MB9200-as típusú, 37 PMT-s detektorok átmérőjével (38 cm). A dinamikus vonalforrással 500x500 mm felületű homogén sugárzási mezőt állítottunk elő. A felvételek elkészítése Statikus felvételek A csontfantomot a kollimátorral felszerelt, felfelé fordított detektorra helyeztük, rátettük a 99m
Tc, illetve az 57Co síkforrást, majd a klinikai vizsgálatokban használt protokoll szerint sta-
tikus felvételeket készítettünk. A dinamikus vonalfantom alkalmazásához a statikus felvételeket lefelé fordított detektorral készítettük el. A csontfantomot megfelelő állványra, a kapilláris cső fölé helyeztük, és az átvilágításához a vonalfantom homogenitás programját használtuk (3.1.2.1. fejezet). A detektorok fantom által nem fedett területeit ólomlappal árnyékoltuk. A felvételeket a rutin vizsgálatokban alkalmazott paraméterekkel (600 000 beütés, 256x256 mátrixméret, il-
51
letve 800 000 beütés 512x512 mátrixméret), valamint összehasonlításként, a klinikai gyakorlatban nem használt, nagy impulzusszám (2 millió beütés) begyűjtésével is elkészítettük. Egésztest felvételek A SPECT készülékeken a
99m
Tc, valamint az
57
Co síkforrással egésztest üzemmódban is
végeztünk vizsgálatokat. A felvételek elkészítéséhez a vizsgáló ágyra helyezett síkforrásra tettük rá a csontfantomot, majd elindítottuk a klinikai gyakorlatban alkalmazott egésztest felvételi programot. A felvételi paramétereket úgy választottuk meg, hogy a csontfantomos felvétel képi statisztikája a klinikai gyakorlatban készített felvételekéhez hasonló legyen. A betegvizsgálatokban nem elérhető, nagy impulzusszámú (2 millió beütés) képeket is előállítottunk. A Siemens SPECT készüléken folyamatos üzemmódban (512x1024 mátrixméret), az Elscint SPECT-nél pedig szekvenciálisan (256x256 mátrixméret), két részletben végeztük el a vizsgálatot. A felvételek értékelése A felvételeket három gyakorlott értékelő egymástól függetlenül, score módszerrel értékelte. A felvételeket előzőleg összekevertük és véletlenszerű sorrendben adtuk az értékelőknek. A WHO körkísérlet protokollját használva, a fantom területét 45 részre osztottuk (4. ábra). Az értékelőknek arról kellett nyilatkozniuk, hogy az egyes területeken látnak-e kóros elváltozást és azt milyen biztonsággal tudják azonosítani (score 1–4). A biztosan normális területhez 1-es, a biztosan kóroshoz 4-es score érték tartozott. Az eredményeket ROC analízissel értékeltük (3.1.3.3. fejezet).
3.4.3. Eredmények A három különböző típusú síkforrással készített felvételek értékeléséből, a három értékelő véleménye alapján, ROC görbéket állítottunk elő. Az 50. számú ábrán az egyik értékelő eredményét mutatjuk be, MB9200-as típusú gammakamerán, a három sugárforrással, szokványos protokollal készített statikus csontfantom felvételekről. Az értékelő teljesítményét a ROC görbék alatti területek nagyságával jellemeztük.
52
50. ábra Sugárforrás Tc síkforrás dinamikus vonalfantom 57 Co síkforrás 99m
ROC terület 0,863 0,861 0,869
1,2
1
0,8
99m-Tc síkforrás
Azonos készülékeken, szokványos proto-
vonalfantom
0,6
kollal, de különböző sugárforrásokkal készített felvételek összehasonlításának eredményeit a 10. számú táblázatban foglaltuk össze.
57-Co síkforrás 0,4
0,2
0 0
0,1
0,2
0,3
0,4
0,5
0,6
0,7
0,8
0,9
1
1,1
10. táblázat. Azonos gammakamerákon, szokványos protokollal, de különböző sugárforrásokkal készült felvételek összehasonlítása a ROC-görbe alatti területek alapján 99m
Tc síkforrás és vonalfantom 99m
Sugárforrás Méréspár ROC-terület (átlag ± SD) 1. értékelő 2. értékelő 3. értékelő Értékelések átlaga
Tc síkforrás 15
vonalfantom 15
0,87 ± 0,04 0,86 ± 0,03 0,86 ± 0,04 0,86 ± 0,04
0,87 ± 0,03 0,86 ± 0,03 0,87 ± 0,03 0,86 ± 0,03
n. s.
99m
Tc síkforrás és 57Co síkforrás
Sugárforrás Méréspár ROC-terület (átlag ± SD) 1. értékelő 2. értékelő 3. értékelő Értékelések átlaga
99m
Tc síkforrás 12
57
Co síkforrás 12
0,87 ± 0,04 0,87 ± 0,04 0,86 ± 0,04 0,87 ± 0,04
0,85 ± 0,03 0,89 ± 0,04 0,89 ± 0,04 0,88 ± 0,04
n. s.
vonalfantom és 57Co síkforrás Sugárforrás Méréspár ROC-terület (átlag ± SD) 1. értékelő 2. értékelő 3. értékelő Értékelések átlaga
vonalfantom 8
0,87 ± 0,03 0,87 ± 0,03 0,89 ± 0,02 0,88 ± 0,03
57
Co síkforrás 8
0,85 ± 0,04 0,88 ± 0,04 0,89 ± 0,03 0,87 ± 0,04
n. s.
53
99m
Tc síkforrással és dinamikus vonalfantommal 15, 57Co síkforrással és dinamikus vonal-
fantommal 8,
99m
Tc és
57
Co síkforrásokkal pedig összesen 12 pár felvételt készítettünk. A
felvételek ROC görbéi alatti területek 0.73 és 0.96 között változtak. Az egyes megfigyelők által meghatározott görbe alatti területek különbségének szórása 0,03 és 0,08 között volt. A legnagyobb eltéréseket 59 PMT-s SPECT készüléken,
57
Co sugárforrással, egésztest üzem-
módban, nagy impulzusszámú felvétel értékelésénél, illetve egy másik 59 PMT-s SPECT készüléken 99mTc sugárforrással, a klinikai gyakorlatban átlagosan elért impulzusszámú statikus felvétel értékelésénél észleltük. A nagy impulzusszámú felvételek értékelésénél az értékelők közötti jelentősebb különbség az egyik megfigyelő 3 téves pozitív találatából, az alacsonyabb impulzusszámú felvételek értékelésénél pedig egy másik megfigyelő viszonylag nagy számú téves negatív találataiból származott. Az egyes értékelők átlagolt eredményei között szignifikáns különbséget azonban nem találtunk. A legjobb ROC görbét 59 PMT-s SPECT készüléken, 57Co sugárforrással nagy impulzusszámú statikus felvétel értékeléséből kaptuk. A leggyengébb ROC görbe, 59 PMT-s SPECT készüléken,
99m
Tc sugárforrással, egésztest üzemmódban, klinikai paraméterekkel készített
felvételből származott. A felvételkor elért különböző impulzusszámoknak a ROC görbék területére gyakorolt hatását vizsgálva szignifikáns különbséget találtunk a rutin, illetve nagy impulzusszámmal készített felvételek minősége között (11. táblázat). 11. táblázat. Azonos gammakamerákon, különböző impulzusszámmal készült felvételek összehasonlítása a ROC-görbe alatti területek alapján Felvétel Méréspár ROC-terület (átlag ± SD) 1. értékelő 2. értékelő 3. értékelő Értékelések átlaga Felvétel Méréspár ROC-terület (átlag ± SD) 1. értékelő 2. értékelő 3. értékelő Értékelések átlaga
99m-Tc síkforrás rutin nagy impulzusszám 10 10
0,85 ± 0,04 0,88 ± 0,04 0,83 ± 0,04 0,89 ± 0,03 0,82 ± 0,04 0,88 ± 0,03 0,83 ± 0,04 0,88 ± 0,03 dinamikus vonalfantom rutin nagy impulzusszám 10 10
n. s. p<0,05 p<0,05 p<0,05
0,83 ± 0,04 0,83 ± 0,03 0,85 ± 0,03 0,84 ± 0,03
p<0,05 p<0,05 p<0,05 p<0,05
0,90 ± 0,03 0,90 ± 0,02 0,89 ± 0,02 0,90 ± 0,02
54
57
Felvétel Méréspár ROC-terület (átlag ± SD) 1. értékelő 2. értékelő 3. értékelő Értékelések átlaga
Co síkforrás rutin nagy impulzusszám 6 6
0,83 ± 0,01 0,87 ± 0,01 0,86 ± 0,02 0,85 ± 0,01
0,87 ± 0,03 0,92 ± 0,03 0,92 ± 0,02 0,90 ± 0,03
p<0,05 p<0,05 p<0,05 p<0,05
A legkifejezettebb különbséget (0,2) egy 37 PMT-s kamerán dinamikus vonalfantommal végzett méréssorozatban észleltük. A SPECT készülékekkel általában jobb eredményeket kaptunk, mint a planáris gammakamerákkal, de a vizsgálatban szereplő készülékek kis száma miatt a különbségek nem voltak értékelhetőek.
3.4.4. Megbeszélés A folyamatos minőségbiztosítás a korrekt diagnosztikai tevékenység egyik fontos alapfeltétele (2.1.2. fejezet). Korábban, különböző nemzeti és nemzetközi szervezetek, pajzsmirigy, máj, szív, illetve agy fantomokkal végzett összehasonlító vizsgálatok eredményeiről számoltak be (2.1.5. fejezet). Az utóbbi időben, a csontszcintigráfiás vizsgálatok növekvő klinikai jelentősége miatt, a szervfantomok választékát transzmissziós csontfantommal bővítették (Skretting A és mtsai. 1990; Skretting A és mtsai. 1991, Heikkinen J és mtsai. 1994). Tekintettel arra, hogy Magyarországon is, a vázrendszer vizsgálata az elvégzett izotópdiagnosztikai vizsgálatok több mint 30%-át teszi ki, fontosnak tartottuk megvizsgálni, hogy bizonyos méréstechnikai körülmények milyen mértékben befolyásolják a csontokról készített felvételek minőségét. Alapvetően arra a kérdésre kerestünk választ, hogy a homogén sugárzási mező előállítására használt sugárforrások típusa, az egyéb méréstechnikai paraméterek változatlansága esetén, befolyásolja-e az értékelés eredményét. Három különböző forrással (99mTc síkforrás, 57Co síkforrás, illetve dinamikus vonalfantom) végzett méréseink alapján megállapítottuk, hogy a vizsgált sugárforrások bármelyike megnyugtató módon alkalmazható transzmissziós csontfantom leképezésére. Megállapítottuk, hogy a klinikai rutinban alkalmazottat meghaladó felvételi impulzusszámok szignifikánsan növelik a ROC görbék (Metz CE. 1978, Hanley J és mtsa. 1982, Souchkevitch GN és mtsai. 1988) alatti területet. Úgy tűnik, különösen fontos a megfelelő
55
impulzushozam elérése az egésztest kamerák alkalmazásakor, ahol a megfelelő képminőség elérésére viszonylag rövid idő áll rendelkezésre. Skretting A és munkatársai eredményeihez hasonlóan (Skretting A és mtsai. 1990), saját vizsgálatainkban, a klinikai rutin paraméterekkel, egésztest üzemmódban készített felvételek értékelésekor, a statikus felvételekénél gyengébb eredményeket kaptunk. Tekintettel arra, hogy a radioizotópos képalkotó berendezések lényegében elérték felbontóképességük határértékét, illetve a beteg mozdulatlanságának ideje korlátozott, az impulzusszám emelésének egyetlen lehetősége marad elméletileg, a betegbe beadott aktivitás növelése. Ennek azonban határai vannak. Az engedélyezett, betegbe legálisan beadható radioaktív anyag mennyisége országonként változik, a maximális értékek meghatározására nincsen egységesen elfogadott tudományos alap, úgy tűnik, hogy hagyományos, és/vagy gazdasági szempontok vezérelnek (McCready R és mtsa. 1997). Következtetés Megállapítottuk, hogy a vizsgált sugárforrások mindegyike alkalmas a detektorok transzmissziós csontfantommal történő minőségellenőrzésére. Javasoljuk a transzmissziós csontfantom vizsgálatok beépítését az izotópdiagnosztikai laboratóriumok minőségbiztosítási rendszerébe, a csontszcintigráfiás vizsgálatok időszakos ellenőrzésére.
3.5. Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet 3.5.1. Bevezetés Az Egészségügyi Világszervezet (WHO) és a Nemzetközi Atomenergia Ügynökség (IAEA) több mint 20 éve szervez méréseket a nukleáris medicinai képalkotó berendezésekkel végzett vizsgálatok minőségének ellenőrzésére (2.1.5. fejezet). A módszer lényege, hogy a mérésekben részt venni szándékozó intézetek számára ismeretlen belső összetételű, fekete doboz jellegű szervfantomokat bocsátanak rendelkezésre. Ezekről a fantomokról a laboratóriumokban a megfelelő szerv vizsgálatára használt rutin beállítási paraméterekkel felvételeket készítenek, melyeket az intézet valamely orvosa értékel. A helyi értékelések eredményeit tartalmazó jegyzőkönyveket Genfben dolgozzák fel. A központi értékelést követően valamennyi laboratórium értesítést kap saját eredményeiről, így megismeri teljesítményét nemzetközi öszszehasonlításban is.
56
A korábbi években a Magyar Orvostudományi Nukleáris Társaság (MONT) három alkalommal kapcsolódott be minőségellenőrző vizsgálatokba. 1985-ben 5 laboratórium máj fantommal, 1986-ban 4 laboratórium pajzsmirigy fantommal, 1989-ben 8 laboratórium dinamikus szervfantommal végzett méréseket (Souchkevitch GN és mtsai. 1988). 1994 elején lehetőséget kaptunk arra, hogy részt vegyünk transzmissziós csontfantommal végzett körkísérletben (Séra T és mtsai. 1994; 1996a; 1996b). Ez alkalommal minél több hazai laboratórium számára kívántuk biztosítani a részvételt. A lehetőséget ismertető körlevelünkre 38 gammakamerával és/vagy SPECT készülékkel rendelkező izotóplaboratórium közül 22-ből kaptunk pozitív választ. A MONT, a Szegedi Tudományegyetem, a Gamma Művek Rt., és a MEDISO kft. támogatásával 3 fős munkacsoportunk a kísérletben résztvevő izotóplaboratóriumok gammakameráin és SPECT készülékein a WHO/IAEA által megkívánt protokoll alapján végezte el a fantom vizsgálatát. Emellett meghatároztuk az ellenőrzött gammakamerák detektorainak homogenitás értékeit, valamint geometriai felbontás és linearitás vizsgálatokat is végeztünk.
3.5.2. Módszerek Ellenőrzött kamerák Összesen 28 készüléken végeztünk méréseket (8 MB 9100-as kis látómezejű, 19 PMT-s; 13 MB 9200-as nagy látómezejű, 37 PMT-s; 1 digitális gammakamera; 3 Gamma; 1 Toshiba; 1 Siemens és 1 Elscint gyártmányú SPECT készülék). Korszerű SPECT készülékeken összesen 7 (18%), 37 PMT-s kamerákon 20 (53%), 19 PMT-s kamerákon 11 (29%) felvétel készült. Az 1994-ben Magyarországon működő gammakamerák felét azonos módon megvizsgáltuk, és ezért az eredményeket reprezentatív mintának tekintettük. A fantom felépítése A fekete doboz jellegű, thoraco-lumbalis régiót hátulnézetből megjelenítő fantom összesen 23 beépített léziót tartalmazott (3.1.1.3. fejezet). A körkísérletben alkalmazott méréstechnikai eljárás A csontfantomról 99mTc síkforrással statikus és egésztest felvételeket készítettünk (3.1.2.3. fejezet). A vizsgálatokhoz olyan felvételi paramétereket választottunk, hogy a begyűjtött impulzusszám megegyezzen a betegvizsgálatokban, a fantom felületének megfelelő területen begyűjtött beütésszámmal.
57
A méréseket ezt követően megismételtük úgy, hogy a gyakorlatban ritkán, vagy egyáltalán nem alkalmazott nagy impulzusszám begyűjtésével is készítettünk felvételeket. A detektorok homogenitásának, linearitásának és geometriai felbontásának vizsgálata A detektor homogenitásának meghatározásához 20 MBq
99m
Tc pontforrással korrekcióval,
illetve, ahol arra lehetőség volt, korrekció nélkül is, kis látómezejű gammakamerával 6 millió, nagy látómezejű gammakamerával 12 millió impulzus begyűjtésével, 64x64-es mátrixméretben számítógépes felvételt készítettünk és azt értékeltük. Ahol lehetséges volt, ott analóg homogenitás felvétel is készült. A homogenitás méréseket kollimátorral felszerelt detektorra helyezett 99mTc síkforrással is megismételtük. A detektorok linearitásának és geometriai felbontásának ellenőrzésére 99mTc pontforrást és négy szegmenses BAR fantomot használtunk (3.1.1.2 fejezet). A fantomfelvételek értékelése A résztvevőknek arról kellett nyilatkozniuk, hogy a fantomfelvételeken látnak-e fokozott, vagy csökkent aktivitású területeket, és az elváltozást milyen biztonsággal (score: 1-4) tartják kórjelzőnek (3.1.3.3. fejezet). Az eredeti jegyzőkönyveket a WHO által utólag megküldött valós lokalizációk eredményeivel vetettük össze (4. ábra). A laboratóriumok összesített teljesítményeiről ROC (Receiver Operating Curve) görbéket készítettünk (3.1.3.3. fejezet). Az egyedi vizsgálatok, illetve az értékelők teljesítményét, a megfelelő ROC görbe alatti terület nagyságával jellemeztük. A vizsgálatok eredménye és az alkalmazott értékelési mód kapcsolata A felvételek értékelése röntgen filmről, polaroid filmről, illetve a számítógép display-ről történt. Az értékelők utóbbi esetben a szokásos képfeldolgozási eljárásaikat (háttérlevonás, expansio, simítás) is alkalmazták. A különböző értékelési módokkal nyert ROC görbe alatti területek nagyságát is összehasonlítottuk. Az impulzusszám hatása a felvételek minőségére Az intézetek rutin vizsgálati protokolljainak megfelelő, viszonylag kis impulzusszámmal készített felvételek ROC görbe területeit a nagyobb impulzusszámú képekével hasonlítottuk össze.
58
A vizsgálatok eredménye és az alkalmazott gammakamera detektorok kapcsolata A különböző típusú gammakamerák teljesítményének összehasonlításakor az egyes készülékekkel készített legjobb minőségű felvételeket analizáltuk. Valamennyi készülék esetében a teljes felvételt (csigolyák és bordák) reprezentáló ROC görbék alatti terület nagyságának alakulását vizsgáltuk. A gammakamera detektorok homogenitásának függvényében megvizsgáltuk a ROC görbék területeinek eloszlását. A léziók detektálhatósága a kontrasztérték függvényében Megvizsgáltuk, hogy a léziók általunk ismert kontrasztjának mértéke hogyan befolyásolta azok detektálhatóságát. Összehasonlítottuk a 19 és 37 PMT-s detektorokkal dolgozó szakemberek teljesítő képességét. Analizáltuk, hogy melyek az üres, léziót nem tartalmazó területek téves pozitív értékelésének valószínű okai. Az egyedi ROC görbék alatti területet befolyásoló tényező Több paraméteres regressziós analízissel vizsgáltuk, hogy a gammakamera típusa, a fotoelektronsokszorozó csövek száma, a készülék gyártási éve, a detektor homogenitása, az alkalmazott kollimátor típusa, az értékelés módja, illetve a begyűjtött impulzusszám közül melyek és milyen mértékben befolyásolják az egyedi ROC görbék alatti területeket.
3.5.3. Eredmények A körkísérletben résztvevő laboratóriumokban csontvizsgálatokban alkalmazott felvételi és dokumentálási módok A vizsgált 28 készüléken, a csontfelvételekben alkalmazott helyi paraméterek jelentős eltéréseket mutattak (9. és 10. számú táblázat).
59
9. táblázat. Nagy látómezejű MB 9200-as típusú gammakamerákon, valamint SPECT készülékeken végzett csontszcintigráfiás vizsgálatok felvételi paraméterei Szám 1 2 3 4 5
PM szám 37 37 37 37 S107
6 7 8 9 10 11 12 13 14
S37 37 37 37 37 37 37 37 37
15 16 17 18 19
D37 S37 37 S37 S59
20
S59
Felvételi mód impulzus i. d. 500 000 500 000 500 000 500 000 WB=20 cm/min célfelv. = 1 M 500 000 200 000 500 000 1300
idő
40 sec 500 000 500 000 400 000 250 000 500 000 500 000 1500 1500 WB=20 cm/min célfelv. = 1 M WB=120 sec célfelv. = 0,8 M
Kollimátor LEAP LEAP LEAP LEAP LEAP LEAP HR LEAP LEAP LEAP LEAP LEAP LEAP LEAP LEAP HR hexa UHR LEAP LEAP LEAP LEAP HR HR
Dokumentálás röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm nincs röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm polaroid röntgenfilm röntgenfilm fólia polaroid célzott fólia fólia röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm röntgenfilm
Kép átmérő (mm) 42 42 70 60 45x145 60x60 display 40 43 42 60 65 56 34 20 64 40 40 40 40 4045x145 40x40 45x155 100x100
10. táblázat. MB 9100-as típusú kis látómezejű gammakamerákon végzett csontszcintigráfiás vizsgálatok felvételi paraméterei PM szám 19 19 19 19 19 19
Felvételi mód impulzus i. d. 400 000
Kép átmérő (mm) idő 1 LEAP nincs display 2 5 perc HR nincs display 3 1500 LEAP polaroid 60 4 1000 LEAP röntgenfilm 65 5 40 sec LEAP polaroid 64 6 500 000 LEAP nincs display célzott polaroid 70 7 19 500 000 LEAP röntgenfilm 65 8 19 250 000 LEAP polaroid 64 PM szám: fotoelektronsokszorozó csövek száma; i.d.: impulzusszám sűrűség; LEAP: általános kollimátor; HR: finom felbontású kollimátor; UHR: ultra finom felbontású kollimátor; hexa: hatszögletes furat; WB: egésztest vizsgálat; S: SPECT; D: digitális kamera Szám
Kollimátor
Dokumentálás
A vizsgált laboratóriumokban planáris gammakamerákkal impulzus, információsűrűség, illetve ritkábban, idő előválasztással 200000 és 600000 közötti impulzusszámmal dolgoztak (a vizsgált esetek 68%-ában 500000 imp.). Az egésztest felvételeknél 20 cm/perc körüli mozgási sebességgel 600000–800000 közötti összimpulzust gyűjtöttek be. A statikus analóg fel-
60
vételeknél a képátmérő 20 és 70 mm között változott. A számítógépes statikus adatbegyűjtés 100x100-tól 512x512-ig terjedő, a SPECT egésztestnél 256x256-tól 384x1024-ig terjedő mátrixméretekben történt. A mérésekhez 23 kameránál LEAP, 4 kameránál HR, 1 kameránál pedig UHR kollimátort használtak. Dokumentálásra 16 készüléken röntgenfilmet, 5 készüléken pedig polaroid filmet alkalmaztak, és a képeket archiválták. 7 készüléken kizárólag a számítógép képernyőjéről leleteztek, a vizsgálatokat floppyra, illetve optikai diszkre mentették, dokumentálás nem történt, de lehetőség volt a képeknek fóliára (egy készüléken rutinszerűen, két készüléken kérésre), vagy papírra történő nyomtatására. A fóliára, illetve papírra nyomtatott felvételek minősége csak durva dokumentálásra volt jó, de nem volt alkalmas leletezésre. A detektorok homogenitásának, linearitásának és geometriai felbontásának meghatározása A NEMA standard (NEMA, 1980) szerint meghatározott integrális és differenciális homogenitás méréseket az ellenőrzött 28 detektor közül 25-ön végeztük el. 3 alkalommal a vizsgálat nem sikerült a homogenitás program alkalmazásának ismerete, illetve ilyen program hiánya miatt. A vizsgált detektorok teljes (IUFOV; DUFOV) és központi látómezejének (ICFOV; DCFOV) integrális és differenciális homogenitás értékei homogenitás korrekció nélkül (51. számú ábra), valamint homogenitás korrekcióval (52 számú ábra) mérve is nagymértékben különböztek egymástól. 51. ábra 25
Homogenitás (%)
20
DCFOV DUFOV ICFOV IUFOV
15
10
5
0 1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
Gammakamerák
15
16
17
18
19
20
21
22
61
52. ábra 14
12
Homogenitás (%)
10 DCFOV DUFOV ICFOV IUFOV
8
6
4
2
0 1
2
3
4
5
6
7
8
9
10
11
12
13
14
15
16
17
Gammakamerák
A körkísérlet során ellenőrzött 16 db nagy látómezejű (MB 9200 típusú és SPECT), valamint 8 db (ebből 3 db felújított) kis látómezejű (MB 9100 típusú) detektor NEMA standard szerint számított homogenitásának átlagértékeit a 11. számú táblázatban foglaltuk össze. 11. táblázat. MB 9100 típusú kis látómezejű, MB 9200 típusú nagy látómezejű gammakamerák, valamint SPECT készülékek detektorai homogenitásának átlagértéke Detektor típus
Homogenitás (korrekcióval) IUFOV ICFOV DUFOV DCFOV MB 9200 és SPECT 7.5±3.2 5.5±2.4 3.9±1.0 3.1±0.7 Homogenitás (korrekció nélkül) MB 9200 13.8±3.0 10.8±2.4 7.4±1.5 6.3±1.8 MB 9100 16.0±2.0 11.8±2.0 7.3±0.9 5.7±1.0 MB 9100 felújitott 13.4±1.8 11.0±1.9 6.9±1.6 6.5±2.0 IUFOV: a teljes látómező integrális homogenitás értéke; ICFOV: a központi látómező integrális homogenitás értéke; DUFOV: a teljes látómező differenciális homogenitás értéke; DCFOV: a központi látómező differenciális homogenitás értéke.
A vizsgált kis és nagy látómezejű detektorok integrális és differenciális homogenitás értékei mindkét látómezőben viszonylag nagy szórást mutattak (pl. a központi látómezőben a korrekciók utáni integrális értékek 3%-8% között változtak, a differenciális értékek 2.4%–3.8% közötti intervallumokba estek). A mérések azt igazolták, hogy a felújított kis látómezejű de-
62
tektorok homogenitás értékei a többi kis látómezejű detektoréhoz képest lényegesen nem változtak. A WHO körkísérlet során vizsgált gammakamerák detektorainak BAR fantommal mért geometriai felbontásának eredményeit az 12. számú táblázatban foglaltuk össze. 12. táblázat. Kis és nagy látómezejű detektorok BAR fantommal vizsgált geometriai felbontása Vizsgált detektorok száma
BAR fantom negyedeinek száma (elkülöníthető ólomcsíkokkal) 1 (4.8 mm) 2 (4.0 mm) 3 (3.2 mm) 4 (2.4 mm) 13 37 13 13 8 5 4 19 4 3 0 0 3 19 (felújított) 3 2 0 0 PM szám: fotoelektronsokszorozó csövek száma PM szám
A BAR fantomon, 8 darab nagy látómezejű detektorral 3 negyed, 5 detektorral pedig mind a négy negyed ólomcsíkjait meg tudtuk különböztetni egymástól. A kis látómezejű detektoroknál sokkal rosszabb volt a helyzet. Eredeti detektorral három esetben 2 negyed, egy detektorral csupán 1 negyed, két felújított detektorral 2 negyed, egy felújított detektorral csak 1 negyed vonalai voltak azonosíthatók. A vizsgált kis és nagy látómezejű detektorok linearitásával kapcsolatos megállapításainkat a 13. számú táblázatban foglaltuk össze. 13. táblázat. Kis és nagy látómezejű detektorok linearitása Vizsgált detektorok száma
PM szám
Linearitás
jó közepes 13 37 11 2 4 19 2 1 3 19 (felújított) 2 PM szám: fotoelektronsokszorozó csövek száma
gyenge 1 1
A BAR fantommal készített felvételek vizuális értékelése során megállapítottuk, hogy a nagy látómezejű detektoroknak jó a linearitása, csak néhány esetben találtunk kifejezetten nonlineáris területeket. A kis látómezejű detektoroknál a linearitás jelentős kívánni valót hagyott maga után. A kísérletben résztvevő laboratóriumokban alkalmazott rutin minőségellenőrzési mérések A kísérletben résztvevő laboratóriumokban a homogenitás ellenőrzésére leggyakrabban ponforrással készítenek analóg felvételeket, és azokat dokumentálják. A legtöbb helyen szá-
63
mítógépes homogenitás méréseket is végeznek, de a kiszámított integrális és differenciális homogenitás értékeket csak kevesen használják a detektorok állapotának monitorozására. Három laboratórium rendelkezett síkforrással, ezekben a kollimátorral felszerelt detektorok homogenitásának mérését is elvégzték. Linearitás és felbontás mérésére alkalmas BAR fantommal 5 laboratóriumban heti, illetve havi gyakorisággal végeztek méréseket. Néhány laboratórium anatómiai fantommal (pajzsmirigy, máj) is rendelkezett, de csak egy helyen alkalmazták ezeket a kamerák rutin minőségellenőrzésére. A SPECT készülékek minőségellenőrzésére szolgáló fantommal (Jaszczak) három helyen készítettek rendszeresen felvételeket. A minőségellenőrző méréseink során µZ nélküli felvételeken két esetben igazoltunk károsodott (pöttyös, foltos) kristályt. Síkforrással megvizsgált kollimátorokból háromnál állapítottunk meg hibát, egyikről a laboratóriumnak tudomása volt, a másik kettőről nem. A fantomfelvételek értékelése A ROC görbék alatti terület nagyságával jellemzett eredmények igen nagy különbséget mutattak. Az 53. számú ábrán a hazai legjobb, a hazai leggyengébb, illetve a magyar átlag score értékekből készített ROC görbéket ábrázoltuk. 53. ábra ROC terület hazai hazai leggyengébb átlag 0.60
0.81
hazai legjobb 0.94
1,2 legjobb átlag leggyengébb
1
0,8
0,6
0,4
0,2
0 0
0,1 0,2 0,3 0,4 0,5 0,6 0,7 0,8 0,9
1
1,1
64
A leggyengébbek alig haladták meg az egyes területek véletlenszerű véleményezésével kapható 0.5-ös görbe alatti terület értéket. A legsikeresebb vizsgálatok ugyanakkor a maximális, 1-es érték közelébe kerültek. Értékelési mód: A különböző értékelési módokkal (röntgen filmről, polaroid filmről, számítógép display-ről) nyert ROC görbe alatti területek értékeit a 14. számú táblázatban foglaltuk össze. 14. táblázat. A vizsgálatok eredménye és az alkalmazott értékelési mód kapcsolata Értékelési mód
Felvételek száma
ROC terület ± SD
Röntgen film
13
0.77 ± 0.08
Polaroid film
6
0.75 ± 0.05
13
0.85 ± 0.02
Display
Külön összehasonlítottuk az analóg és számítógépes felvételek értékelésének eredményeit. 5 db. nagy látómezejű és 3 db kis látómezejű kamerával készített analóg képet (hatot röntgen filmen, kettőt pedig polaroidon rögzítettek) hasonlítottunk össze az ugyanazokon a kamerákon készült számítógépes felvételekkel. Az értékelők a vizsgálatot egymástól függetlenül, mindkét módon (hardcopy, display) értékelték. A ROC-görbe alatti területek nagyságát displayről történő értékelés esetén 0.85±0.01, hardcopyról történő értékelésnél pedig 0.76±0.04 találtuk. A különbség szignifikánsnak bizonyult (p<0.01). Impulzusszám: A magasabb impulzusszámmal készült felvételek ROC görbéinek átlagos területe nagyobb volt, mint az alacsonyabb impulzusszámú felvételeké. Az eredményeket az 15. számú táblázatban foglaltuk össze. 15. táblázat. Az impulzusszám hatása a felvételek minőségére Gammakamerák száma
Impulzusszám
ROC terület ± SD
17
400 ezer
0.82 ± 0.08
5
200–250 ezer
0.75 ± 0.03
Alkalmazott gammakamerák: A teljes felvételt (csigolyák és bordák) reprezentáló ROC görbék alatti terület nagyságának alakulását a gammakamera típusának függvényében a 16. számú táblázatban foglaltuk össze.
65
16. táblázat. A vizsgálatok eredménye és az alkalmazott készülékek kapcsolata Készülék SPECT (Toshiba, Siemens, Elscint) MB 9200-as típusú gammakamera MB 9100-as típusú gammakamera
Szám 3
ROC terület ± SD 0.91 ± 0.02
Szélső értékek 0.89 ; 0.94
17 8
0.82 ± 0.05 0.81 ± 0.08
0.60 ; 0.90 0.68 ; 0.87
A modern SPECT készülékekkel készített felvételek ROC görbe alatti területeire igen kedvező magas értékeket kaptunk. A hagyományos gammakamerákkal készített felvételekkel elért eredmények nem érték el a korszerű SPECT készülékek teljesítményét, de a SPECT készülékek kis száma miatt statisztikus összefüggést nem vizsgáltunk. Az MB 9200-as típusú gammakamerával végzett vizsgálatok ROC görbe alatti területeinek átlagértékét az MB 9100as típusú kamerával kapott értékekkel lényegében egyezőnek találtuk. A felvételek minőségének alakulását a gammakamera detektorok homogenitásának függvényében a 17. számú táblázatban foglaltuk össze. 17. táblázat. A felvételek minősége és a gammakamerák detektora homogenitásának kapcsolata Homogenitás
Detektorok száma
ROC terület ± SD
(MB 9200; SPECT) IUFOV < 7%
7
0.82 ± 0.05
IUFOV > 7%
8
0.79 ± 0.10
IUFOV > 10%
4
0.78 ± 0.10
A léziók detektálhatósága a kontrasztérték (3.1.1.3. fejezet, 4. ábra) függvényében A bordákba beépített léziók sikeres (korrekt) detektálásának és az alkalmazott készülék típusának kapcsolata: Az 54.a és 54.b ábrákon a bordákba beépített léziók különböző biztonsággal történt detektálásának gyakoriságát a léziók kontrasztjának függvényében ábrázoltuk. Az 54. a. ábra a biztosan (4-es score értékkel) azonosított léziók számát mutatja be. 54. a. ábra
az azonosítás gyakorisága (lehetséges maximum = 38)
40 35 30 25 20 15 10 5 0 1,10 1,18 1,25 1,32 1,41 1,48 1,52 1,60 1,65 1,72 1,76 1,86 1,93 2,04 2,18 2,30 a laesiók kontraszt értéke
66
A biztosan azonosított léziók száma 1.41 kontraszt értékig rendkívül alacsony volt. Ebben a kis értékű kontraszt tartományban a találatok száma összesen 6. A korrektül interpretált felvételek közül 4 darab 37 PMT-s kamerával, 1 korszerű SPECT készülékkel, 1 pedig 19 PMTs kamerával készült. Három lézió esetén, melyeknek kontraszt értékei 1.48, 1.52, illetve 1.6, a biztos találatok száma közel azonos volt. Az összesen 41 biztos találat közül 12 korszerű SPECT készülékkel, 18 darab 37 PMT-s, 11 pedig 19 PMT-s kamerával készült felvétel alapján került véleményezésre. Ebben a kontraszt tartományban a 19 PMT-s kamerákkal dolgozók részarányuknak megfelelően, a SPECT készülékekkel dolgozók annál jobban, a 37 PMT-s kamerák tulajdonosai valamivel gyengébben szerepeltek. Az 54. b. ábrán a biztosan, vagy valószínűsíthetően kóros szinten (4-es és 3-as score értékek) elért korrekt találatok szerepelnek ugyancsak a léziók kontrasztjának függvényében. 54.b ábra
az azonosítás gyakorisága (lehetséges maximum = 38)
40 35 30 25 20 15 10 5 0 1,10 1,18 1,25 1,32 1,41 1,48 1,52 1,60 1,65 1,72 1,76 1,86 1,93 2,04 2,18 2,30 a laesiók kontraszt értéke
Az 1.32 kontraszt szintig a találatok száma megkétszereződött, összesen 12. A helyesen interpretált felvételek 4 alkalommal SPECT készüléken, 7 alkalommal 37 PMT-s kamerán, és csupán egy alkalommal készültek 19 PMT-s kamerán. Az 1.41 kontrasztú léziót 3-4-es biztonsági szinten 6 darab 37 PMT-s, valamint 5 darab 19 PMT-s kamerán készült felvételen észlelték. Következésképpen, itt húzódik az a kontraszt küszöb érték, mely felett már a 19 PMT-s gammakamerákkal dolgozók is képesek a léziók felismerésére. A csigolyákba beépített léziók sikeres (korrekt) detektálásának és az alkalmazott készülékek típusának kapcsolata: A csigolyákba beépített léziók biztosan, vagy valószínűsíthetően kóros szinten (4-es vagy 3-as score értékkel) történt detektálásának gyakoriságát a léziók kontrasztjának függvényében az 55. számú ábrán mutatjuk be.
67
55. ábra az azonosítás gyakorisága (lehetséges maximum = 38)
35 30 25 20 15 10 5 0 0,58
1,32
1,7
1,8
1,9
porckorong
a laesiók kontraszt értéke
Megállapítottuk, hogy a bordáktól eltérően, a találatok gyakorisága nemcsak a csigolyákba beépített léziók kontraszt értékétől, hanem a lézió helyétől is függ. A lumbális 1-es, a thoracalis 12-es, illetve 5-ös csigolya léziói (kontraszt értékek 0.58, 1.7, illetve 1.8) felismerésének gyakorisága közel azonos volt. Ezeket az elváltozásokat összesen 32 alkalommal azonosították. A 32 valódi pozitív találat közül 5-öt 19 PMT-s kamerával, 14-et 37 PMT-s és 13at SPECT készülékkel érték el. A feladat sikeres megoldásában a 19 PMT-s és a 37 PMT-s kamerák tulajdonosai részarányuknál gyengébben, míg a SPECT készülékek birtokosai részarányuknál lényegesen jobban szerepeltek. A korrekt pozitív találatok közül 21 hardcopy-ról, 11 pedig displayről történő értékelésből származott. A viszonylag kis 1.32 kontraszt értékű léziót a fantom készítői a thoracalis 10. csigolyájába építették be. Az elváltozást nagy számban, összesen 29 alkalommal azonosították az értékelők. A vizsgálók a léziót 10 alkalommal 19 PMT-s kamerával (7 kamerán), 14 alkalommal 37 PMT-s kamerával (13 kamerán) és 5 alkalommal pedig SPECT készülékkel (3 SPECT-en) készült felvételen azonosították. A valódi pozitív találatok közül 16 hardcopy-ról, 13 pedig displayről történő értékelésből származott. A lumbális 3. csigolyán elhelyezett legnagyobb kontraszt értékű léziót (1.9) egy nagy kamerán készült felvételen kívül mindenegyes felvételen azonosították. Úgy tűnik, hogy a fantom középtájékán elhelyezett léziók azonosításánál lényegében a kontraszt értéktől közel függetlenül (1.32, illetve 1.9 kontraszt érték, porckorong) a különböző típusú készülékekkel részarányuknak megfelelően teljesítettek a vizsgálók. A helyzet azonban a fantom széli részén elhelyezett léziók esetében (0.58, 1.7, 1.8 kontraszt értékek) más. E feladatok megoldásakor a 19 PMT-s gammakamerákkal dolgozók teljesítménye elmaradt a 37 PMT-s gammakamerákéhoz és főleg a SPECT készülékekhez képest.
68
Téves pozitív találatok a bordákban (56. számú ábra): A biztos, vagy valószínűsíthetően kóros szinten (4-es vagy 3-as score értékek) véleményezett téves pozitív elváltozásokat analizálva megállapítottuk, hogy ezen összesen 18 téves detektálás történt. a téves pozitív találatok gyakorisága (lehetséges maximum = 38)
56. ábra 18 16 14 12 10 8 6 4 2 0 T2
T3
T4
T7
T8
T9
T11 T15 T16 T17 T18 T19 T20 T21 T22
a téves pozitív találatok lokalizációja a bordákban (T1...T16) és a csigolyákban (T17...T22)
Egy-egy felvételről több téves pozitív score érték is származott. A SPECT készülékekkel készített felvételekről adott véleményekben téves pozitivitás nem fordult elő. A dokumentációs formát vizsgálva a téves pozitív találatok 16 esetben hardcopy-ról, 2 alkalommal pedig displayről történő értékelésből származtak. Az eredmények arra utalnak, hogy a 19 PMT-s gammakamerák tulajdonosai részarányuknak megfelelően, a 37 PMT-s gammakamerák birtokosai pedig részarányuknál gyengébben teljesítettek. A felvételekhez 500 000–650 000 impulzust gyűjtöttek be, egy kivétellel, amikor csupán 200 000 impulzussal készítették a vizsgálatot. A detektorok homogenitás értéke, egy kivétellel 7% fölött volt. Téves pozitív találatok a gerincoszlopon (56. számú ábra): A thoracalis és a lumbális gerinc szakaszon található 3-3 lézió mentes csigolyáról (T17-T22) a vizsgálók összesen 31 téves pozitív véleményt adtak, ebből 6 származott a thoracalis, 25 pedig a lumbális régióból. A lumbális 4-es csigolya (T21) nagy számban (14 eset) előfordult téves pozitív véleményezése nyilvánvaló megítélési tévedés következménye, ami származhatott a fantom esetleges felépítési hibájából is, ezért az eredmények vizsgálatánál ezt a csigolyát nem vettük figyelembe. SPECT készülékkel téves pozitív találat nem volt. Az értékelés 9 alkalommal készült hardcopyról, 8 alkalommal pedig displayről. Az adatok alapján egyértelmű, hogy a 19 PMT-s kamerákkal dolgozók teljesítményei (a téves pozitív találatok 65%-a) lényegesen gyengébbek a 37 PMT-s kamerák tulajdonosaihoz képest (a téves pozitív találatok 35%-a).
69
Az egyedi ROC görbék alatti területet befolyásoló tényezők Több paraméteres regressziós analízis alapján a gammakamera típusa, a fotoelektronsokszorozó csövek száma, a készülék gyártási éve, a detektor homogenitása, az alkalmazott kollimátor típusa, az értékelés módja, illetve a begyűjtött impulzusszám közül, az értékelő személyek egyedi ROC görbéi alatti területet leglényegesebben befolyásoló tényezőknek az integrál homogenitás értékét, illetve a displayről történő véleményezést találtuk. A displayről történő értékelés, illetve a detektor jó homogenitása az eredményeket pozitív irányba befolyásolta. Ezen tényezőknek a görbe alatti terület nagyságát érintő befolyása a szignifikancia határán (p<0.07, illetve p<0.08) található. Az eredmények azt igazolták, hogy a napi gyakorlatban a röntgen filmre történő dokumentálás mellett, feltétlenül célszerű a felvételek legalább 128x128-as mátrixméretű számítógépes analízise, illetve a kamera integrál homogenitás érték 7% alatti tartása.
3.5.4. Megbeszélés Az izotópdiagnosztikai laboratóriumok teljesítményének mérése komplex feladat, melynek megoldására az elmúlt évtizedekben folyamatosan történtek erőfeszítések. A teljesítmény objektív megítélését képalkotó vizsgálatok esetében csaknem lehetetlenné teszi, hogy az eredmény, azaz a lelet, egyszerre tükrözi az alkalmazott módszer előnyeit és gyengéit, a képalkotó rendszer műszaki korlátait, a vizsgálati paraméterek optimális, vagy szuboptimális megválasztását, végül az értékelő orvos képességeit és tapasztalatát. A probléma bonyolultsága miatt a képalkotó vizsgálatok minőségét befolyásoló tényezőket analizáló munkacsoportok különféle egyszerűsített megközelítési módokat alkalmaztak, melyekkel jól meghatározott konkrét kérdésekre kerestek választ (2.1.2. fejezet). Chapman és munkatársai (Chapman DR és mtsai. 1980) a 70-es évek végén azonos betegekben különböző nagy látómezejű gammakamerákkal egymás után statikus felvételeket készítettek. A léziók észlelése és a detektorok 514% között mozgó homogenitás, illetve 8-10 mm között változó geometriai felbontás értékei között nem találtak összefüggést. Lényegében, hasonló eredményre jutottak Hoffer és munkatársai (Hoffer PB és mtsai. 1984), akik két különböző felbontóképességű gammakamerával (Siemens ZLC-75, geometriai félértékszélessége 3.8 mm, valamint Siemens ZLC-37, geometriai félértékszélessége 4.9 mm) 110 betegben készítettek egymást követően máj, illetve csontszcintigráfiás felvételeket. A probléma megoldásában lényeges előrelépést jelentett a fekete doboz jellegű transzmissziós szervfantomokkal történő vizsgálatok bevezetése (2.1.3. fejezet).
70
A módszer lényege, hogy a viszonylag egyszerűen és csak igen nehezen detektálható léziókat egyaránt tartalmazó fantomokat minden résztvevő saját rutin diagnosztikai protokollja mérési paramétereivel képezi le. A felvételek értékelését a laboratóriumok munkatársai a klinikai vizsgálatok során alkalmazott technikával végzik. A léziók azonosításának eredményességéről a résztvevők utólag kapnak visszajelzést, így módjuk van alkalmazott technikájuk kritikus átgondolására. A nagy számú mérési eredmény statisztikai feldolgozása ugyanakkor lehetőséget ad a klinikai vizsgálatok megbízhatóságának fokozását támogató általános következtetések levonására. A korrekt statisztikai analízist lényegesen könnyíti a ROC technika egyre általánosabb alkalmazása (3.1.3.3. fejezet). A vizsgálatok eredményei alapján szerkesztett ROCgörbék alatti területek nagysága igen érzékeny módon számszerűsíti a rendszerek, technikák, és a vizsgálók teljesítményét. Az ilyen jellegű, szigorúan az önkéntesség elvén alapuló méréssorozatokban Herman és munkatársai játszottak úttörő szerepet. A munkacsoport 68 laboratóriumban transzmissziós májfantom méréssorozat alapján már bizonyította, hogy a műszaki, illetve a méréstechnikai paraméterek egyértelműen befolyásolják a vizsgálatok eredményeit (Hermann GA. 1984). A 80-as évek közepén úgy találták, hogy az optimális májszcintigráfiás vizsgálathoz legalább 1980-81-ben gyártott, 61 PMT-s detektor, nagy felbontású kollimátor, 1 millió összimpulzusszám és számítógéppel támogatott értékelés szükséges. Európában, az 1980-as évektől kezdődően a WHO is szervezett körkísérleteket (2.1.5. fejezet). A máj és pajzsmirigy fantomokkal elért eredményektől bátorítva Scretting és munkatársai transzmissziós csontfantomot készítettek (Skretting és mtsai. 1991). A vizsgálatok teljesítményének ellenőrzésére tervezett, ismeretlen számú beépített léziót tartalmazó fantomnak számos követelménynek kellett megfelelnie (2.1.3. fejezet). A fantomba beépített léziók felismerését leginkább befolyásoló tényezőknek találták a léziók helyzetét, méretét, illetve a környezethez viszonyított kontraszt értékét. Kívánatos, hogy egy adott fantomban ezen paraméterek közül lehetőleg kettő állandó értékű legyen, és csak egy változzon, attól függően, hogy a képalkotó rendszer (eljárás) melyik tulajdonságát kívánjuk vizsgálni. A csontfantommal először Norvégiában végzett körkísérlet résztvevőinek eredményei között jelentős különbségeket találtak (Skretting és mtsai. 1990). A régi típusú gammakamerákkal készített felvételeken az értékelők csak kevés léziót tudtak a „biztosan pozitív” kategóriába sorolni, de a „valószínűleg pozitív”, illetve „bizonytalan” kategóriák alkalmazásával a léziók nagy részét azonosították. Az ellenőrzött gammakameráknál a lézió kontraszt küszöb értéket 1.25-nél találták. Az ilyen léziót 40 vizsgáló közül, a bizonytalan score értékeket is figyelembe véve (2-es score), 16-an azonosították.
71
Vizsgálat sorozatunkban az értékelők a bordákba helyezett léziókat SPECT készülékekkel, illetve 37 PMT-s gammakamerákkal 1.32 kontraszt értékig ismerték fel. Az 1.41-es kontraszt értéknél a megfelelően beállított 19 PMT-s gammakamerák is elérték a 37 PMT-s gammakamerák teljesítményét. A csigolyákba beépített léziókat alacsonyabb küszöbnél, 1.32 kontrasztérték mellett, a 19 PMT-s és a 37 PMT-s gammakamerák egyaránt detektálták. Az ennél ugyan nagyobb, nevezetesen 1.8 kontrasztú, de a fantom széli részén elhelyezett léziót csupán SPECT készülékekkel, illetve 37 PMT-s gammakamerákkal sikerült felismerni, a 19 PMT-s gammakamerákkal készült felvételeken egyetlen esetben sem azonosították. A bordák területén észlelt téves pozitív találatok 22 esetben hardcopy-ról, és 2 esetben a számítógép képernyőjéről származtak; a detektorok homogenitás értéke egy kivétellel 7% fölött volt. A jó felbontóképességű displayről (legalább 1024x768) történő értékelés, illetve a gammakamera detektorok homogenitásának 7% alatt tartása az eredményeket korrekt irányba befolyásolta. A csigolyák vizsgálatakor SPECT készülékekkel készített felvételekről téves pozitív találat nem származott. Ez talán azzal magyarázható, hogy a hardcopy felvételek a számítógép képernyőjén processzált vizsgálat fotózásából származtak. Figyelemre méltó, hogy azonos kontraszt értékű léziók detektálhatósága aszerint változott, hogy bordában, vagy csigolyában helyezkedett el. Az 1.32-es kontrasztú, csigolyában elhelyezett léziót a kamerák korszerűségétől függetlenül a vizsgálatok 76%-ában kimutatták, míg a bordában elhelyezett azonos kontrasztú léziót mindössze 21%-ban sikerült felismerni. A téves negatív, illetve téves pozitív eredmények egy része feltehetően értékelési problémára vezethető vissza. A kísérlet tapasztalatai szerint különös figyelmet kell fordítani a látómező szélére eső képletek véleményezésekor. A bordák laterális szakaszain utólag egyértelműen felismerhető léziók a 19 PMT-s kamerákkal készített vizsgálatok egy részében nem kerültek leírásra. A lumbális 4-es csigolyában helyén nagy számban leírt egyértelműen téves pozitív elváltozás esetén nem zárhatjuk ki a fantom felépítésének hibáját sem. Skretting és munkatársai megvizsgálták, hogy az alkalmazott felvételi technika, a detektor geometriai felbontóképessége, illetve homogenitása a vizsgálatok eredményeit milyen mértékben befolyásolja. A kisérletek azt igazolták, hogy az egésztest felvétel a statikus felvételhez képest gyengébb eredményt nyújt. A jó, valamint gyengébb homogenitású, illetve felbontású detektorral dolgozó intézetek eredményei között is lényeges különbséget tudtak kimutatni. A transzmissziós csontfantom alkalmazhatóságát igazolta az az eset is, amikor ugyanazon a kamerán készült statikus felvételen lényegesen több léziót tudtak azonosítani, mint az
72
egésztest felvételen. Ez a készülék egésztest vizsgálat során jelentkező, a rutin vizsgálatokban nem azonosított meghibásodásából adódott. A transzmissziós csontfantommal készült magyar vizsgálatok eredményei is igazolták a detektor paraméterek optimális szinten tartásának szükségességét, különös tekintettel a detektor homogenitására. A csontvizsgálatok értékelésénél a számítógépes támogatás az eredmények további javulásához vezetett. A vizsgálatok eredményei hasznos információt szolgáltattak a résztvevő laboratóriumok számára, adott esetben a laboratóriumban alkalmazott felvételi, kiértékelési technika, vagy szükség esetén a detektor minőségi paramétereinek ellenőrzésére késztették a résztvevőket. Következtetés A laboratóriumok teljesítményének fekete doboz típusú fantommal való időszakos ellenőrzése, az értékelők eredményeinek ROC analízissel történő feldolgozása, a munka eredményességének javítását szolgáló fontos információkat szolgáltat. A WHO/IAEA csontfantom alkalmas a minőségbiztosítási program céljainak megvalósítására. Az eredmények igazolták, hogy a kamera detektorok optimális beállítása (homomogenitás) és a felvételek gondos értékelése (hardcopy és számítógép képernyő együttesen) a legfontosabb minőséget meghatározó tényezők a napi gyakorlatban.
3.6. Nukleáris medicinai és radiológiai képek hálózati továbbításának minőségellenőrzése 3.6.1. Bevezetés A radiológiában és a nukleáris medicinában a szöveges és a képi információkat általában különböző információs rendszerek kezelik (pl.: Hospital Information System-HIS, Radiology Information System-RIS, Picture Archiving and Communication System-PACS). A bonyolult és költséges rendszerek közötti információ csere elengedhetetlenül szükséges ezek rendeltetésszerű működtetéséhez. A képtovábbítás és archiválás betegellátásban történő alkalmazhatóságának alapvető feltétele, hogy a továbbított képek diagnosztikai információ tartalma az átvitel során ne változzon. Tekintettel arra, hogy gyakran alulbecsülik a PACS rendszer komplexitását és a teljesítményével szemben támasztott követelményeket, hasznosnak bizonyulhat a rendszer modellezése, viselkedésének és struktúrájának szimulációs programokkal történő tanulmányozása (Stut WJ Jr és mtsai. 1990; Garfagni H és mtsai. 1994).
73
A PACS rendszerek minőség biztosítására, illetve az átvitel minőségének ellenőrzésére mindeddig nem született egységes protokoll. Tekintettel a PACS rendszerek egyre szélesebb körű terjedésére, feltétlenül szükséges standard minőségellenőrző protokollok kidolgozása és alkalmazása, egyrészt a mindennapi gyakorlat minőségének ellenőrzésére, másrészt különböző PACS rendszerek egymással történő összehasonlíthatóságára. A Szegedi Tudományegyetem Általános Orvostudományi Karán elsősorban oktatási feladatok ellátására kifejlesztett PACS rendszert diagnosztikus célból készült röntgen és nukleáris medicinai képek továbbítására és archiválására is használják. Jogos igény tehát, hogy a továbbított felvételek diagnosztikai információ tartalom változását is megvizsgáljuk. Méréseinkhez az egyes modalitások minőségellenőrzésére alkalmas tesztmintákat, illetve szervfantomokat használtunk.
3.6.2. Módszerek A Szegedi Tudományegyetem Általános Orvostudományi Karán működő PACS hálózat funkcionálisan három egységbõl áll: képfelvevő, archiváló és megjelenítő állomásokból (Csernay és mtsai. 1996; Kuba A és mtsai. 1996). A hálózatba kapcsolt modalitások közül minőségellenőrzésre alkalmas fantomfelvételeket a következő készülékeken végeztünk: SPECT (Siemens Diacam-Icon), CT (Siemens Somatom), CT (Elscint 2400 Elite), Ultrahang (Acuson 128), MRI (Elscint Gyrex 0.5T), DSA (Siemens Polytron 2000), Mammográf (Soredex Mamex DC-mag). A vizsgálatokhoz alkalmazott fantomok (3.1.1. fejezet) – Dinamikus vonalfantom – BAR fantomok – Csontfantom – SPECT összparaméter-, máj-, pajzsmirigy fantom – CT fantomok – Ultrahang fantom – Emlő fantom – DSA szoftver fantom Ellenőrző vizsgálatok A különböző modalitásokon 40 fantomfelvételt készítettünk. A szervfantom és a szövetanalóg fantomfelvételeket a klinikumban használt paraméterekkel készítettük (3.1.2. fejezet).
74
A felvételek értékelése Az egyes modalitásokon készült digitális képekről röntgenfelvételeket készítettünk. Ezeket három független megfigyelő, az észlelés biztonságát 1-4-ig terjedő score módszerrel jellemezve, vizuálisan értékelte (3.1.3. fejezet). A digitális felvételeket vagy a filmscannerrel újradigitalizált képeket a képszerverhez továbbítottuk. A megjelenítő állomáson a felvételeket ugyanaz a három megfigyelő, a röntgenfilm értékeléssel azonos módszerrel értékelte. A csontfantom felvételek esetében úgy digitális, mint filmscannerrel újradigitalizált képeket továbbítottuk a hálózaton, így az értékelőknek lehetőségünk volt mindhárom megjelenítési módban (1. röntgen film, 2. hálózaton továbbított digitális kép, 3. újradigitalizált, majd hálózaton továbbított kép) megvizsgálni a felvételeket. Az adatokat ROC analízissel értékeltük (3.1.3.3. fejezet). Az egyes modalitásokon készített fantomképekről a radiológusoknak a kép struktúrájára vonatkozó kérdésekre kellett válaszolniuk.
3.6.3. Eredmények A fantomfelvételekkel nem a képalkotó berendezések teljesítményét kívántuk ellenőrizni, ezért az egyes modalitásoknál a megfigyelők score értékei között észlelt különbségekről számolunk be. A 18. számú táblázat a röntgen film, valamint a hálózaton továbbított digitális kép score értékeinek eltérését tartalmazza. 18. táblázat. A röntgen film, illetve a hálózaton továbbított digitális kép score értékeinek különbségei MODALITÁS
Különbség Obszerver1
Obszerver2
Obszerver3
SPECT (Diacam-Icon) Dinamikus vonalfantom 1.
0
0
0
2.
0
0
0
3.
-1
0
1
4.
0
0
0
5.
0
0
0
6.
0;0
0; 1
1; 0
7.
-2
0
0
BAR fantomok Négyszegmenses (I)
75
MODALITÁS
Különbség Obszerver1
8.
Obszerver2
Obszerver3
0; 0; 1; 1
0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0
0; 0; 1; 1; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 1; 1; 0; 0
14.
0; 0; 0; 0; 1; 0
0; 0; 0; 0; 1; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0
15.
0; 1; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 1; 0; 0
-1; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0
1; 0; 0; 0
0; 1; 0; -1; -1
0; 0; 0; -1; 0
0; 1; 0; -1; 0
19.
-1; 1; 2; 0; 1; 1
2; 0; -1; -1; -1; 0
0; 1; 1;1; 1; 0
20.
0; 0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 1; 0; 0; 0
0; 1; 0;-1; 0
0; 0; 1; 0; 0
22.
-1; 1; 0; 1; -1; 2
-1; 0; 3; 0; 2; -3
0; 1; 1; 1; 1; -3
23.
0; 0; 0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0; 1; 0
0; 0; 0; 0; 0; 0; 0
24.
0; -2; -1; -1
0; -1; 0; -1
0; -2; 0; -1
25.
0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0
26.
0; 0; 0; 1
0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 1
27.
0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0
0; 0; 1; 0
28.
0; 1; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; -1; 0
0; 1; 0; 0; 0; 0
29.
0; 0
0; 0
0; -1
0
0
0
Hatszegmenses (II) 9. SPECT összparaméter fantom
Máj fantom 16. Pajzsmirigy fantom 17. C T (Siemens Somatom) CT fantom (I.) 18. CT fantom (II.)
C T (Elscint 2400 Elite) CT fantom (I.) 21. CT fantom (II.)
Ultrahang (Acuson 128) Ultrahang fantom
MR (Elscint Gyrex 0.5T) SPECT összparaméter fantom 30.
A 303 score értékből 234 (77%) azonos volt. A röntgen film javára 43 (14%), a display javára pedig 26 (9%) esetben döntöttek az értékelők. A 19. számú táblázatban a röntgenfilm-, illetve filmscannerrel digitalizált, és a hálózaton továbbított felvételek score értékei közötti eltéréseket foglaltuk össze.
76
19. táblázat. Röntgen film, illetve filmscannerrel digitalizált majd a hálózaton továbbított digitális kép score értékeinek különbségei MODALITÁS
Különbség Obszerver1
Obszerver2
Obszerver3
DSA (Siemens Polytron 2000) CT fantom (I.) 31.
0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0
0; 0; -1; 0; -1
0;1;1;1/ 1;1;0;1/
0;0;-1;-1/ -1;0;0;-1/
0;-1;-1;-1/-1;-3;0;0/
0;0;1;0
-1;-1;-1;0
0; 0;-1; 0
DSA szoftver fantom 32. 33.
1
0
0
34.
-1
1
-1
35.
2; 2
3; 2
2; 2
36.
0; 1; 1; 1; 0
0; 0; 0; 0; 0
0; 0; 0; 0; 0
37.
0; 0; 1; 2; 1; 1
0; 1; 1; 1; 1; 0
0; 0; 0; 0; 1; 1
38.
2; 2; 1
1; 2; 1
0; 1; 1
39.
2; 1; 0
2; 1; 1
1; 2; 1
40.
0; 0; 1; 1; 0; 0
1; 1; 0; 0; 0; -1
0; 0; 1; 0; 1; 1
Mammográf (Soredex Mamex DC- mag) Emlő fantom
Összesen 132 score értéket nyertünk. Ebből 63 (48%) azonos volt, 51 (39%) esetben a röntgenfilm, 18 (13%) esetben pedig a display javára döntöttek az értékelők A 20. számú táblázatban a csontfantom score értékeiből számított ROC görbe területeket foglaltuk össze. 20. táblázat. A csontfantom score értékeiből számított ROC görbe területek Megjelenítési mód Átlag ± SD
primer 0,934 ± 0,20
ROC terület digitális 0,937 ± 0,03
redigitalizált 0,931 ± 0,02
A ROC görbék alatti területek alapján a digitálisan továbbított felvétel displayről történő értékelésével kaptuk a legjobb eredményt. Ezt követi a primer képről történő értékelés, majd a filmscannerrel újradigitalizált felvétel. A ROC görbe területek értékei között a különbségeket nem találtuk szignifikánsnak. Az 54. számú ábrán a csontfantomba beépített csigolyák véleményezésével kapott score értékeket a konfidencia szintek függvényében ábrázoltuk.
77
54.ábra
80 70
az azonosítás gyakorisága (lehetséges maximum = 84)
primer 60
display scan
50 40 30 20 10 0 4
3
2
score érték
Jelmagyarázat: primer: röntgenfilmről értékelt; display: a megjelenítő állomás képernyőjéről értékelt; scan: újradigitalizált és a megjelenítő állomás képernyőjéről értékelt. A 3-as (valószínűleg pozitív) kategóriában észleltük a legnagyobb különbséget a digitális képeknek a display-ről történő közvetlen értékelése és a röntgenfilm, illetve az újradigitalizált felvételek értékeihez viszonyítva.
3.6.4. Megbeszélés A digitális képtovábbító, képtároló és visszakereső (PACS) rendszerünket az oktatás mellett diagnosztikus célból készült röntgen és nukleáris medicinai képek továbbítására használjuk. A rendszeren továbbított, tárolt és megjelenített képek diagnosztikai teljesítő képességének esetleges változását okozhatja a képek konvertálása, komprimálása, a megjelenítő állomás paramétereinek suboptimális megválasztása, illetve a rendszer rejtett hibájából származó információ veszteség. A betegről készült röntgenfilm és a digitalizált kép közötti finom eltéréseket nehéz megítélni. Kontrollált környezetben, több obszerver véletlenszerű sorrendben készült értékelése már megfelelőbb eredményhez vezet. A klinikai képek értékelésénél klinikai kérdésre keressük a választ, két különböző obszerver különböző stratégiából közelítheti meg a felvétel minőségének jellemzését, minek következtében a minőség értékelésére más és más eredmény születhet.
78
A betegvizsgálatok képeinek értékelésekor felmerülő bizonytalanságokat különböző tesztmintákról és fantomokról készült felvételek alkalmazásával próbáltuk meg kiküszöbölni. A felvételek minőségének jellemzésénél az értékelőknek jól meghatározott kérdésekre kellett válaszolniuk (pl. hányadik vonalpár vonalait tudja elkülöníteni egymástól, scorolja a bordákon, illetve csigolyákon észlelt elváltozásokat, az ábrán megjelölt területek abszorpciós értékei különböznek-e egymástól, a pontsor, illetve a kontrasztlépcső hányadik elemét tudja elkülöníteni, milyen mértékben tudja elkülöníteni a mikrokalcifikációkat, illetve a tumorárnyékokat a környezetüktől, hol lát cystosus képleteket, stb.). A szervfantomok és szövetanalóg fantomok lehetővé tették a klinikumban alkalmazott méréstechnikai körülmények reprodukálását, a keletkezett felvételeket pedig a betegvizsgálatokkal analóg módon processzáltuk. Tekintettel arra, hogy intézeteinkben a képek értékelésére a röntgenfilmet használják, ezért megvizsgáltuk, hogy milyen eltérések várhatóak, amennyiben a röntgenfilm helyett a hálózaton továbbított, és egy munkaállomás display-én megjelenített felvételről történne a leletezés. Előzőleg már számos, jól kontrollált multi-obszerver vizsgálatban hasonlították össze a hagyományos röntgenfilmet a felvétel helyén elkészült digitális képpel, esetenként pedig a hálózaton továbbított felvétellel. PACS környezetben vizsgáltak 266 CT egésztest felvételt (Berbaum KS és mtsai. 1990). Úgy találták, hogy a megjelenítő állomás képprocesszálási lehetősége lényegesen javított a felvételek diagnosztikus értékén. Egy másik kísérletsorozatban 100 koponya CT felvételt és 100 gerinc CT felvételt vizsgáltak (Dalla Palma L és mtsai. 1990). A röntgenfilmet a PACS hálózaton továbbított digitális képpel hasonlították össze. A PACS rendszert alkalmasnak találták a röntgenfilm kiváltására, viszont a kísérlet azt mutatta, hogy a röntgenfilmről történő leletezésről a displayre való áttérés csak megfelelő gyakorlási idő eltelte után biztosítja a radiológusok megfelelő teljesítő képességét. Eredményeink egyeznek az irodalmi adatokkal, melyek a PACS rendszert alkalmasnak találták a röntgenfilm kiváltására. A röntgenfilmről, illetve a display-ről származó értékek 77%ban azonosak voltak, 19%-ban pedig csupán egy score értékkel különböztek egymástól. A megfigyelők ennél nagyobb bizonytalanságot tanúsítottak a különböző abszorpciós értékű területek megítélésében (17. számú táblázat, CT. fantom II). Rosenthal MS és munkatársai (1990) 300 digitális mellkasi röntgenfilm felvételt digitális képprocesszálás nélkül, illetve processzálás után hasonlítottak össze, PACS környezetben. Az obszerverek ROC görbe területei között nem találtak szignifikáns különbséget. Arnstein NB és munkatársai (1990) 22 egésztest felvétel 129 lézióját értékelték röntgenfilmről, illetve
79
display-ről. A léziók 96.1%-át mindkét módon kimutatták; három újabb léziót a displayen egyértelműen azonosítottak, ezek a röntgenfilmen vagy nem látszottak, vagy bizonytalanul voltak megítélhetők. A csontfantom felvételeink értékeléséből készített ROC analízissel, az idézett irodalmi adatokkal megegyező következtetéseket vontunk le. A ROC görbe alatti terület nagysága alapján nem találtunk szignifikáns eltérést a röntgenfilm, illetve a display között, a display teljesítménye valamivel bizonyult jobbnak (20. számú táblázat). Az 54. ábra tanúsága szerint, a display leginkább a „valószínűleg pozitív” kategóriának a „biztosan pozitív” szintre emelésében nyújtotta a megfigyelő számára a legtöbb támogatást. Nem találtunk összefüggést a léziók kontraszt értéke, és a léziók észlelésének biztonsága között. Kétségtelen, hogy az alacsonyabb kontraszt értékű léziókat a radiológusok kisebb biztonsággal detektálták. Ahol nem volt lehetőség technikailag digitális felvételek készítésére, a hálózati továbbítást és archiválást csak filmscannerrel történő digitalizálás után tudtuk megvalósítani. A filmscannerekkel szerzett klinikai tapasztalatokról már többen közleményben beszámoltak. Klessens PL és munkatársai (1988) 100 mamma felvételt értékelt röntgen filmről, illetve filmscannerrel digitalizálva, PACS környezetben. A digitális képek pontossága (67%) jóval alul maradt a röntgenfilmről kapott értékeknél (89%). Ezt elsősorban a mikrocalcifikációk megítélhetőségének nehézsége okozta. Scott WW Jr és munkatársai (1993) egy másik tanulmányban 60 súlyos ortopédiai esetet (ficam, vagy törés), illetve 60 kontroll röntgenfilm felvételt digitalizáltak, majd összehasonlították a film, illetve a display-ről kapott értékeket, PACS környezetben. Az öszszes kiszámított paraméter értéke (pontosság, szenzitivitás, specificitás, ROC görbe alatti terület) a röntgenfilmről történő leletezéssel a display-nél jobbnak bizonyult. Megállapították, hogy az általuk használt képtovábbító és képmegjelenítő rendszer nem alkalmas a súlyos ortopédiai esetek értékelésére. Ackerman SJ és munkatársai (1993) 40 pneumónia és 40 törés alkalmával készült röntgenfelvételhez kiválasztottak 80 normális felvételt, és az összeset filmscannerrel digitalizálták. A digitális képeket dedikált telefonvonalon a megjelenítő állomáshoz küldték és ROC analízissel értékelték. A ROC görbék alatti területek átlagértéke szignifikánsan nagyobb volt a röntgenfilm javára (p<0,02). A két modalitás specificitása p=0.02 szinten szignifikánsan nem különbözött egymástól. Wilson AJ és munkatársai (1995) 180 vázrendszerről készült röntgenfilm felvételt (ficam, vagy törés) digitalizáltak, a hálózaton a megjelenítő állomáshoz továbbítottak, majd ROC analízissel értékeltek. A törések esetében a röntgenfilmről történő leletezéssel a display-nél szignifikánsan jobb eredmény értek el, míg
80
a ficamok esetében a két modalitás között az eltérés nem bizonyult statisztikailag szignifikánsnak. Saját vizsgálatunkban is a röntgenfilm felvételek score értékei a filmscannerrel digitalizált felvételekkel gyengébb egyezést (48%) mutattak, mint a közvetlenül digitálisan készült képekkel (77%). Ha a teljes egyezést és az egyezés és 1 score érték eltérést együtt értékeljük, akkor természetesen egymáshoz közelebbi értékeket kapunk (97% röntgenfilm vs. hálózaton továbbított digitális kép; 90% röntgenfilm vs. hálózaton továbbított digitalizált röntgenfilm). Az újradigitalizált és hálózaton továbbított csontfantom felvételeink ROC görbe alatti területeinek átlaga is alul maradt a röntgenfilmről kapott értékek átlagánál, de attól szignifikánsan nem különbözött. A betegfelvételek továbbításának technikai szempontból történő minőségellenőrzéséről is készültek beszámolók. Tucker DM és munkatársa (1995) 1082 betegről készült felvételt a PACS rendszer Intenzív Osztályon működő képmegjelenítő állomásáról a Radiológiai Osztályon készült röntgenfilmmel hasonlított össze. A képek 7%-ában valamilyen hiba jelentkezett, melyet az információs rendszerek közötti interface-k okoztak. Irodalmi adatok szerint, és saját tapasztalatunk alapján is, amennyiben kényszerűségből scannert alkalmazunk, annak minőségellenőrzése feltétlenül rendszeresen ajánlott (Halpern EJ és mtsa. 1991; Halpern EJ. 1995). Következtetés Megállapítottuk, hogy a fantom-felvételek használata alkalmas a képtovábbító és képarchiváló rendszerek minőségellenőrzésére, az esetleges meghibásodások felderítésére. A szerv, illetve a szövetanalóg fantomoknak a tesztmintákkal szemben az előnyük, hogy a felvételek elkészítésekor reprodukálják a betegvizsgálatokban fennálló méréstechnikai körülményeket. A PACS hálózatok ellenőrzésére feltétlenül javasoljuk fantomfelvételek készítését, és azok hálózati továbbításával a képtovábbító rendszer időszakos minőségellenőrzését. Ajánlatos a minőségellenőrző méréseket elvégezni minden olyan alkalommal is, amikor valamilyen változtatást eszközölünk a rendszerben.
81
3.7. 99mTc-DTPA radioaeroszollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfia sugárvédelmi vonatkozásai 3.7.1. Bevezetés Radioaktív anyagokat felhasználó munkahelyeken a biztonságos tevékenység biztosításához fontos a sugárzás környezeti hatásainak monitorizálása. Különleges figyelmet kell fordítani azokra a munkafolyamatokra, ahol a radionuklid inkorporációjának a lehetőségével is számolni kell. A nukleáris medicinai munkahelyeken egyik ilyen vizsgálat az inhalációs tüdőszcintigráfia, melyet az esetek zömében a perfúziós vizsgálattal kombinálva alkalmaznak. A gyakorlatban nemesgázok és aerosolok terjedtek el (White PG és mtsai. 1991). A nemesgázok közül a 81Kr,
127
Xe előnye,
hogy gamma sugárzásuk energiája eléggé nagy ahhoz, hogy az inhalációs vizsgálatot, a perfúziós vizsgálatot követően végezzük el, ezáltal a normális perfúzióval rendelkező betegekben elkerülhetjük az ebben az esetben fölösleges inhalációs vizsgálatokat. Hátrány, hogy ezek a radioaktív izotópok drágák és nem állnak folyamatosan rendelkezésre. A
133
Xe viszonylag olcsóbb, de ki-
sebb gamma energiája a lágy szövetekben fokozottan elnyelődik, ennek következtében csupán poszterior irányú felvételek elvégzésére alkalmas. A 99mTc-DTPA aerosol és a Technegáz olcsóbbak, a vizsgálat helyén állítjuk elő őket, így folyamatosan rendelkezésre állnak, hátrányuk viszont, hogy az inhalációs vizsgálatot csak a perfúziós vizsgálat előtt lehet elvégezni, illetve a nehezen kooperáló betegeknél a fokozott légúti lerakódás a vizsgálat értékelését nehezítheti. Intézetünkben 1994-től radioaerosol alkalmazásával végzünk tüdőszcintigráfiás vizsgálatokat. Az aerosol előállításához 99mTc-vel jelzett DTPA alkoholos oldatot porlasztunk, az így kapott aerosolt a készülékben tároljuk, ahonnan azt a beteg légköri nyomáson lélegzi be. Az eljárás során elkerülhetetlen, hogy bizonyos mennyiségű radioaerosol a vizsgáló helyiség légterébe is kijusson. Vizsgálatainkban arra kerestünk választ, hogy a szokványos tüdőinhalációs vizsgálatok idején a készülékből, illetve a betegből, milyen mennyiségű radioaerosol jut a légterébe, és annak következtében milyen mértékű háttérdózis emelkedéssel kell számolnunk. Választ kerestünk továbbá arra is, hogy a vizsgálatot végző dolgozó milyen mértékű sugárterhelésére kell számítanunk, illetve az inkorporált radiopharmakonnak melyek a kritikus szervei.
3.7.2. Módszerek Vizsgálatainkhoz A.P.E. (Aerosol Production Equipment (Miller RF és mtsai. 1991), Kwint Techniek, Hollandia) típusú aerosolt előállító készüléket használtunk. A berendezést
82
14 m2 alapterületű, 39 légköbméteres vizsgáló helyiségbe helyeztük, ahol az inhalációs tüdőszcintigráfián kívül egyéb radioizotóppal végzett vizsgálat nem folyt. A vizsgálathoz 160-180 MBq
99m
Tc izotóppal jelzett DTPA etanol oldat porlasztásával
előállított aerosolt használtunk. A porlasztó két darab koncentrikusan elhelyezett acél tű. A belső tűbe fecskendezett radioaktív oldatot a külső tűbe juttatott nagy nyomású száraz levegő porlasztja el, a keletkezett aerosolt a készülékben elhelyezett műanyag zsákban, légköri nyomáson fogjuk fel. Az aerosol belélegeztetéséhez „y” szelep végére csatlakoztatott gégecsövekből és csutorából álló rendszert használtunk. A ventilálás alatt a beteg orrát orrcsipesszel zártuk le, a szájába helyezett csutorán át az egyik gégecsövön az inhalációs zsákból az aerosolt lélegzett be, a kilélegzett levegő a másik gégecsövön ólommal árnyékolt filteren át, a vizsgáló légterébe került. A működés során a nyomásmérő folyamatosan jelezi a kilélegzett levegő térfogatát. Az inhalációs zsákban található 20 l aerosol belélegeztetése után a pneumatikus kapcsoló automatikusan az inhalációs zsákról a szoba levegőjére kapcsol át. A vizsgáló légterébe jutott radiopharmakon aktivitásának meghatározása A vizsgáló légterébe jutott radiopharmakon aktivitását 14 munkanapon vett mintákból határoztuk meg. Olyan napokat választottunk, amikor a vizsgáló helyiségben, az inhalációs vizsgálatokat megelőzően, a természetes környezeti háttér értékét mértük, így az előző napon végzett inhalációs vizsgálatok hatását már nem észleltük. A radioaerosol aktivitásának meghatározásához 1-4 porlasztást követően, vizsgálatonként 30 percig, levegőmintát vettünk. A mérésekhez Casella HB 326202 típusú (Casella Cel, Anglia), vizes elnyeletés elvén működő készüléket használtunk. A készüléket a beteg fölé, az asszisztensnő fejének magasságába helyeztük el. A mintavevő 0.4x10-3 m3 levegő/perc teljesítménnyel és 80% -os hatásfokkal működött. Az elnyelt radioaktivitást háttér és bomláskorrekció alkalmazásával, Camberra GC 3020 típusú (Camberra, Ausztrália), HPGe detektorral működő, többcsatornás gamma analizátorral határoztuk meg. A méert aktivitás értékekből a vizsgáló helyiség légterének radioaerosol koncentrációját számítottuk ki (A [kBq/ m3]). A vizsgálatot végző dolgozó belső sugárterhelésének becslésére effektív egyenérték dózis (D) számításokat végeztünk. Irodalmi adatokat véve alapul, feltételeztük, hogy a dolgozó percenként 0,02 m3 levegőt lélegez be (MSZ 62-7/ 1999), a légtérbe kijutott aerosolból belélegzett aktivitás 50%-a (legkedvezőtlenebb eset (Mackie A és mtsai. 1994)) rakódott le a tüdőkben, 1 MBq lerakódott aktivitás 0.007 mSv effektív egyenértékdózist eredményez (Johansson L és mtsai. 1984). A számításoknál figyelembe vettük, hogy a vizsgálatot végző személy
83
vizsgálatonként maximum 30 percig tartózkodott az inhalációs helyiségben. A levegő radioaktív koncentrációjának ismeretében (A), a dolgozót betegvizsgálatonként terhelő effektív egyenérték dózist a következő összefüggéssel számítottuk ki: D (mSv) = A (kBq/ m3) x 0.02 m3 /perc x 30 perc x 0.5 x 0.007 (mSv/MBq)x10-3 A gammaszonda alkalmazása a háttér dózisteljesítmény és a tüdőinhalációs vizsgálatot végző dolgozó sugárterhelésének meghatározására A háttér dózisértékek meghatározásához, számítógéphez csatlakoztatott proporcionális számlálócsővel ellátott BITT RS/03 típusú (BITT Technology, Ausztria) gammaszondát használtunk (3.1.4.2. fejezet). A gammaszonda stabilitásának ellenőrzésére egy inaktív helyiségben a természetes környezeti háttér dózisteljesítmény értékeit egy hónapon át folyamatosan regisztráltuk. A tüdőinhalációs készülék környezetében a háttér dózisteljesítmény változásának kimutatására, a munkanap kezdetén, majd 1-6 vizsgálatot követően a munkanap végén, valamint a vizsgálatok utáni másnapok reggelén készített regisztrátumok alapján, 71 reprezentatív értéket határoztunk meg. A vizsgálatot végző dolgozó külső sugárforrásokból származó (a porlasztáshoz előkészített radioaktív oldatot tartalmazó fecskendő, az inhalációs készülék, a beteg, a levegőbe jutott radioaktív aerosol) sugárterhelésének meghatározásához, a méréstechnikai feltételek lehetővé tették a detektor olyan elhelyezését, hogy a dolgozó helyén fellépő dózisértéket is mérjük. Az egyenérték dózis változását összesen 165 tüdőszcintigráfiás vizsgálat során ellenőriztük. A védőkesztyűk és a felületek radioaktív szennyezettségének meghatározása Az inhalációs vizsgálatoknál használt kesztyű radioaktív szennyezettségét 5 alkalommal ellenőriztük. A felületi szennyezettség meghatározásához a vizsgáló helyiség csempével borított faláról, a padlóról és az inhalációs készülékről, 10 cm2 nagyságú felületeken, 5 alkalommal, dörzsmintákat vettünk. A kesztyűk és a dörzsminták radioaktivitását a vizsgáló légterébe jutott radiopharmakon koncentrációjának meghatározásánál is használt többcsatornás analizátorral megmértük. Az inkorporált radiopharmakonnak a vizsgáló személyzet szervezetében történő lokalizálása Az inkorporált radiopharmakonnak a vizsgáló személyzet testében történő lokalizálására, két dolgozóról, kollimátor nélkül, majd kollimátorral ellátott Diacam Icon SPECT (Siemens,
84
Németország) készülékkel, összesen 5 egésztest felvételt készítettünk. Az egésztest felvételeket a radiopharmakont dúsító tájékokról (szájüreg, gyomor) kollimátor nélkül, majd kollimátorral, összesen 10 célzott statikus felvétellel egészítettük ki. A kollimátoros felvételek beütésszámát 10 MBq aktivitású
99m
Tc pontforrással készített felvétel beütésszámával kalib-
ráltuk, a kollimátor nélküli felvételeken pedig az egyes testtájékokról begyűjtött impulzusszámot a vizsgálóban mért környezeti háttér beütésszámához viszonyítottuk.
3.7.3. Eredmények A vizsgáló légterébe jutott radiopharmakon koncentrációja Az inhalációs vizsgálatokat követően a vizsgálóhelyiség légterében megnövekedett radioaktivitást találtunk (20. számú táblázat). 20. táblázat. Az inhalációs vizsgálatok során a vizsgálóhelyiség légterében mért radioaeroszol koncentrációk Vizsgálatok száma Mérések száma 1 5
Aktivitás koncentráció (kBq/m3) 5.0 - 24.4
2
3
0.3 - 39
3
2
5.4 - 50
4
4
16.7 - 141
A kijutott radiopharmakon koncentrációja széles tartományban ingadozott. A vizsgálat végrehajtásában résztvevő személyzet tüdejének potenciális effektív dózisterhelése a mért legalacsonyabb, illetve a legmagasabb aerosol koncentrációval számolva, 0,6 nSv és 0,3 µSv volt. Gammaszondával mért háttér dózisteljesítmény értékek A gammaszonda stabilitását egy hónapos megfigyelés alatt megfelelőnek találtuk. Egyenletesnek tekintett háttérsugárzás mellett a mérések ingadozása 11–15% (n=250) között változott. A gammaszondával mért dózisteljesítmény érték munkafolyamattól függő változásait a regisztrátumok alapján követhettük nyomon (55. számú ábra).
85
55. ábra 6 ,0 0 E - 0 6
4 ,0 0 E - 0 6
3 ,5 0 E - 0 6 5 ,0 0 E - 0 6
4 ,0 0 E - 0 6 2 ,5 0 E - 0 6
3 ,0 0 E - 0 6
2 ,0 0 E - 0 6
D ó z is te lje s ítm é n y D ó z is 1 ,5 0 E - 0 6 2 ,0 0 E - 0 6
Egyenérték dózis [Sv]
Dózisteljesítmény [Sv/h]
3 ,0 0 E - 0 6
1 ,0 0 E - 0 6 1 ,0 0 E - 0 6 5 ,0 0 E - 0 7
0 ,0 0 E + 0 0
0 :0 0
0 ,0 0 E + 0 0
3 :0 0
6 :0 0
9 :0 0
1 2 :0 0
1 5 :0 0
1 8 :0 0
2 1 :0 0
0 :0 0
Id ő
A tüdőinhalációs készülék környezetében a munkanapok kezdetén és végén mért háttér dózisértékek alapján a napi vizsgálatok számának növekedésével a háttérsugárzás mértéke nagyon széles tartományon belül ingadozott, de szignifikánsan (p=0.05) nőtt (21 számú táblázat). 21. táblázat. A tüdőinhalációs készülék környezetében a munkanap kezdetén és végén mért háttérsugárzások Vizsgálatok száma
Mérések száma (n)
1 2 3 4 5 6
10 15 15 15 8 8
Háttérsugárzás (nSv/h) (átlag + SD) 8 óra 125 + 2 124 + 4 122 + 4 124 + 4 120 + 2 120 + 5
16 óra 132 + 3 151 + 22 169 + 36 200 + 57 210 + 58 275 + 118
A tüdőszcintigráfiákat követő munkanap reggelén, napi 1–5 vizsgálat után, a vizsgáló helyiségben a természetes környezeti háttér értékétől szignifikáns eltérést nem találtunk. Hat inhalációs vizsgálat után p<0.05 szinten a háttér értéke a természetes környezeti háttérhez képest szignifikánsan magasabb volt (22. számú táblázat).
86
22. táblázat. A tüdőinhalációs készülék környezetében a vizsgálatokat követő munkanap kezdetén mért háttérsugárzások Vizsgálatok száma
Mérések száma (n)
Háttérsugárzás (nSv/h) (átlag + SD)
1 2 3 4 5 6
10 15 15 15 8 8
8 óra 124 + 3 126 + 4 128 + 7 136 + 10 130 + 6 139 + 13
A tüdőinhalációs vizsgálatot végző dolgozó gammaszondával mért sugárterhelése Az inhalációs vizsgálatot végző dolgozó külső sugárforrásból származó dózisterhelése a vizsgálatok 74%-ában (121 vizsgálat) 200 nSv alatt, 26%-ban (44 vizsgálat) 200-850 nSv között volt (56. számú ábra). 56. ábra 100 n=90
Inhalációs vizsgálatok száma
90 80 70 60 50 40 n=31
30
n=25 n=19
20 10 0 <100
100-200
200-300
>300
Egyenértékdózis (nSv)
A védőkesztyűk és a felületek radioaktív szennyezettsége A betegvizsgálatokhoz használt kesztyűkön 88 – 171 Bq aktivitások közötti értékeket mértünk. A dörzsmintákon szennyeződést nem találtunk. A vizsgáló személyzet szervezetében inkorporált radiopharmakon Az inkorporált radiopharmakon felderítésére készített egésztest felvételeken, a szájüreg tájékán mind az öt egésztest felvételen radioaktív szennyeződést találtunk, két esetben pedig a gyomor régiójában is aktivitáshalmozódást észleltünk. Az 57. számú ábrán az inhalációs
87
vizsgálatot végző dolgozóról, kollimátor nélkül,
99m
Tc fotocsúcson 50%-os ablakkal, az 58.
számú ábrán pedig általános kollimátorral és 15%-os ablakkal készített egésztest felvételt mutatunk be. 57. ábra
58. ábra
A kollimátorral készített legnagyobb impulzusszámú statikus felvétel 0,3 MBq aktivitású 99mTc pontforrás impulzushozamának felelt meg. A kollimátor nélküli felvételeken a legkedvezőtlenebb esetben a háttér aktivitás tízszeresének megfelelő impulzushozamot mértünk. A vizsgálatoknál segédkező dolgozók tüdejének vetületében nem mutattunk ki radiopharmakon halmozódást.
3.7.4. Megbeszélés Az elmúlt húsz évben
99m
Tc radioizotóppal jelzett aerosolokkal végzett tüdőszcintigráfia
széles körben terjedt el (Francis RA és mtsai. 1981; Buxton-Thomas MS és mtsai. 1984; O'Doherty MJ és mtsa. 1993). A vizsgálatot a tüdő inhalációs funkciójának az ellenőrzésére, elsősorban a tüdőembólia diagnosztikájában alkalmazzák. Intézetünkben aerosolt előállító készülékkel 1994. óta több mint 2500 tüdőinhalációs vizsgálatot végeztünk. A radioaktív aerosol egy része a beteg lélegeztetése során óhatatlanul kijut a vizsgáló helyiség légterébe. A levegő radioaktív szennyezettségének mértékéről több munkacsoport is beszámolt. Levegőpumpával és filterpapirral felszerelt készülékkel vett levegőmintából meghatározva a vizsgáló légterébe jutott radioaktív aerosol koncentrációt, az eredmények különböztek. Mackie és
88
munkatársai (1994) nehezen lélegző beteg környezetében 20330 kBq/m3 szennyezettséget mértek, jól lélegző betegeik esetében pedig alacsonyabb, de széles tartományban (<630 kBq/m3) ingadozó értékekről számoltak be. Greaves és munkatársai (1995), a vizsgálatok zömében nagyságrendekkel kisebb (<31 kBq/m3) értékeket találtak, nehezen kooperáló betegeiknél sem haladta meg a levegő szennyezettsége a 82 kBq/m3–t. Carter és munkatársai (Carter NJ és mtsai. 1995) három, különböző, aerosolt előállító készülék környezetében 8,5 kBq/m3 és 94,5 kBq/m3 közötti szennyezettséget mutattak ki. Vizsgálatainkban mi levegőpumpás, vizes elnyeletéssel működő mintavevő készülékkel dolgoztunk. Az észlelt, széles tartományban változó értékek, másokhoz hasonlóan, a betegek különböző pszichés és fizikai állapotának következményeivel magyarázhatók. Méréseink alapján, a Magyar Szabványban (MSZ 621/1989) a
99m
Tc vegyületekre ajánlott 4x106 Bq/m3 maximális származtatott levegő-
koncentrációnál egy nagyságrenddel kisebb szennyezettségre kell számítani. Az inhalációs tüdőszcintigráfiás helyiségben a
99m
Tc be és kilélegzéséből származó radioaktivitás egy évre
extrapolált értéke két nagyságrenddel a megengedett éves felvételi korlát (ÉFEK = 9x109 Bq) alatt van, tehát az eljárás biztonságosnak tekinthető. Az inhalációs vizsgálatot végző dolgozó tüdejében inkorporált radiopharmakonból származó effektív dózisterhelés (0,6 nSv - 0,3 µSv) kisebb mint az egyéb nukleáris medicinai vizsgálatoknál elszenvedett dózisterhelés (Shields RA és mtsa. 1987). A tüdőinhalációs vizsgálatoknál úgy az inkorporált aerosol, mint a külső sugárforrásból származó (a porlasztáshoz előkészített radioaktív oldatot tartalmazó fecskendő, az inhalációs készülék, a beteg, a levegőbe jutott radioaktív aerosol) sugárterhelés hatásával számolni kell. A dolgozók külső sugárforrásból származó sugárterhelésének közvetlen mérése két módon történhet (Chiesa C és mtsai. 1997). Az egyik eljárással a dózisteljesítmény értéke a beteg környezetébe helyezett detektorral pontosan mérhető, viszont az adott helyen a dolgozó által eltöltött idő csak naplóvezetés esetén követhető. A másik lehetőség a személyi dózismérő használata. Ennek az a hátránya, hogy a mért dózisértékek nem csak a kérdéses betegvizsgálatokból származnak. Méréseinkhez a külső sugárforrásokból származó dózisértékek meghatározására mi a helyiségben fixen telepített, számítógéphez csatlakoztatott proporcionális számlálócsövet használtunk. Vizsgálatainkat a detektor stabilitásának ellenőrzésével kezdtük, melyet megfelelőnek találtunk. Hetvenegy munkanapon keresztül mértünk folyamatosan. A dózisteljesítmény értékek a munkaidő végére (21 számú táblázat) Braga FJ és munkatársainak (1998) eredményeihez hasonlóan, szignifikánsan emelkedtek. A vizsgálatokat követő munkanapok kezdetére, amennyiben nem történt ötnél több porlasztás, a háttér értéke esetenként
89
ugyan nagyobb volt, de a természetes környezeti háttér értékétől szignifikánsan nem különbözött (22. számú táblázat). Szignifikáns emelkedést hat és annál több vizsgálat után kaptunk. Az inhalációs vizsgálatok során a külső sugárforrásokból származó egyenértékdózisok (56. számú ábra) a konvencionális nukleáris medicinai eljárásokra vonatkozó dózisértékek alsó tartományába estek (Johansson L és mtsai. 1984; Shields RA és mtsa. 1984; Mounford PJ és mtsa. 1995; Hart G. és mtsai. 1996; Chiesa C és mtsai. 1997; Harding LK és mtsai. 1998). A nukleáris medicinai gyakorlatban kérdés, hogy az inhalációs vizsgálatoknál a védőköpeny és a védőkesztyű mellett kötelező legyen-e a személyzet számára a szájmaszk és védősapka viselése is. A vélemények megoszlanak. Egyesek a szájmaszk viseletét megpróbálták bevezetni (Greaves CD és mtsai. 1995; Pityn PJ és mtsai. 1996), de a betegekben, a vizsgáló eljárással szemben keltett félelem miatt, lemondtak róla. Másik sugárvédelmi próbálkozás, a betegek számára kifejlesztett szájmaszkok használata (Braga FJ és mtsai. 1998, Vanbilloen HP és mtsai. 1999), melynek kipróbálása során kedvező eredmények születtek, de rutinszerűen ezt a megoldást még nem vezették be. Következtetés Vizsgálataink azt mutatták, hogy a tüdőinhalációs vizsgálatot végző dolgozó szájüregébe kimutatható mennyiségű radioaerosol óhatatlanul bekerül, ezért a dolgozónak a vizsgálatokat követően szájöblítést javasolunk. A vizsgálatok közötti szünetekben az evést és a dohányzást feltétlenül el kell kerülni. A jól kooperáló betegeket arra kell biztatni, hogy az inhaláció alatt a készülék ki és bevezető csöveit saját maguk tartsák, azért hogy a beteg által kilélegzett aerosol ne kerüljön közvetlenül a dolgozó kezére. A napi 6–8 tüdőinhalációs vizsgálat számának csökkentése, méréseink alapján, sugárvédelmi szempontból nem indokolt. A vizsgáló légterének radioaerosollal történő elkerülhetetlen szennyezése miatt, köpeny és kesztyű használata elengedhetetlen, a helyiség megfelelő szellőztetéséről pedig feltétlenül gondoskodni kell.
3.8. 99mTc humán albumin kolloiddal végzett sentinel nyirokcsomó detektálásának sugárvédelmi adatai 3.8.1. Bevezetés A melanoma malignum (MM) sebészeti ellátásának megtervezésében döntő jelentőségű a staging, a primer elváltozás kiterjedésének és metastázisok megjelenésének ismerete. A
90
primér elváltozás tekintetében a tumorvastagság és a Clark műtéti beosztás szerint valószínűsíthető a metastasis kialakulása. Nemzetközi konszenzus alapján 1 mm feletti tumorvastagság vagy bármilyen tumorvastagságú, de a Clark szerint IV. szöveti szintet elérő, vagy ulceralódó primer melanomák esetén a metastasis kialakulása nem zárható ki, melynek leggyakoribb helye az elsődleges szűrő, az u.n. sentinel (őrszem) nyirokcsomó (SN) (Balch CM és mtasi. 2001). A SN szövettani státuszából következtethetünk a regionális elvezetés irányában elhelyezkedő többi nyirokcsomó állapotára is. Negatív SN esetén nagyon kicsi annak a valószínűsége, hogy a többi nyirokcsomóban áttét van (Balch CM és mtasi. 2001; Harlow SP és mtsai. 2001). Azon betegek esetében, akiknél a sentinel nyirokcsomóban metastasis észlehető, regionális nyirokcsomó blockdissectiot kell végezni, azonban negatív sentinel esetén, a primér elváltozás eltávolításán túl, további sebészeti beavatkozásra nincs szükség. Alapvető fontosságú tehát, a daganatos elváltozás szempontjából a SN pontos lokalizálása. A SN intraoperatív kimutatásának és eltávolításának technikáját 1992-ben Morton dolgozta ki (Morton DL és mtsai. 1992). Intraoperative vitális kék festékkel ábrázolta az elvezető nyirokutakat és az első szűrőként viselkedő nyirokcsomót. Az eljárást továbbfejlesztették, és a módszert preoperativ lymphoszcintigrafiával (Berger DH és mtsai. 1997), illetve intraoperativ gamma szonda alkalmazásával (Alex JC és mtsai. 1993; Krag DN és mtsai. 1995; Glass LF és mtsai. 1996; Peley G és mtsai. 1999; Varga J és mtsa 2000; Harlow SP és mtsai. 2001) tökéletesítették. A sebészek jelentős része a lymphoszcintigráfia mellett, azzal egyidejűleg a vitális kék festékes eljárást is alkalmazza, mivel a nyirokutak és a SN ily módon vizualizálhatók is (Albertini JJ és mtsai. 1996; . Bartolomei M és mtsai. 1998; Bostick P és mtsai. 1999). A kombinált módszer találati pontossága a legnagyobb (96%), meghaladja a csak kék festékkel (69,5%), vagy a csak radioizotóppal (83,5%) végzett vizsgálatokét (Albertini JJ és mtsai. 1996). Az eljárás a kedvező tapasztalatok alapján széles körben elterjedt. A vizsgálat első részét (radiofarmakon beadását, gamamkamerával történő leképezést) a nukleáris medicinai egységben végzik. A radioaktív anyaggal jelölt nyirokcsomók intraoperativ detektálására, illetve műtéti eltávolítására, a nukleáris medicinai munkahelyektől távol, nyílt radioaktív sugárforrás alkalmazásának tapasztalatával nem bíró személyzet közreműködésével kerül sor, ezért fontos a beavatkozás során jelentkező, a beteggel foglalkozó személyzet sugárterhelésének és az azt befolyásoló tényezők ismerete.
91
3.8.2. Módszerek A sugárterheléssel összefüggő kérdések tisztázására méréseket végeztünk MM műtétre kerülő 25 betegben (18 nő, 7 férfi), melyekben kék festék és radioizotóp alkalmazásával végeztünk SN meghatározást, majd azt követően a sentinel nyirokcsomókat műtéti úton eltávolították. A vizsgálat során és a műtéti beavatkozásnál a beteggel kontaktusba kerülő dolgozók tevékenységéről naplót vezettünk. A MM műtét előtti napon
99m
Tc-vel jelölt, 80%-ban 100-600 nm részecskeméretű, humán
albumin kolloiddal (Sentiscint, Országos FJC Sugárbiológiai és Sugáregészségügyi Kutató Intézet, Budapest) dinamikus lymphoszcintigráfiát végeztünk. A MM köré 100 MBq aktivitású radiofarmakont, 4 depoban, intracutan fecskendeztünk be. A nyirokáramlás és a sentinel nyirokcsomó megjelenítésére gamma-kamerával (Diacam-Icon, Siemens) sorozatfelvételeket (5 sec/kép, 20 kép) készítettünk, majd a SN elhelyezkedésének pontos lokalizálására kétirányú statikus felvételeket készítettünk (500 000 impulzus/kép). A képek alapján a SN vetületét a beteg bőrén bejelöltük. A műtétre a radiofarmakon beadását követő nap reggelén került sor. A műtőben a tumor köré intracután 0,5-2 ml vitális kék festéket (Byk-Gulden) fecskendeztünk. A műtétet a patent-kék beadása után 20 perccel kezdték el. A sentinel nyirokcsomó (vagy nyirokcsomók) helyzetét még a bemetszés előtt gamma szondával (3.1.4.1. fejezet) a bőrfelszínen meghatároztuk, majd a műtét során a gamma-szonda által vezérelve felkutattuk és eltávolítottuk. A gamma szondával ex vivo ellenőriztük az eltávolított nyirokcsomót, majd lemértük a SN helyének megfelelően visszamaradt radioaktiv anyagból származó sugárzást. Ezt követően a régiót ismét átvizsgáltuk, és amennyiben további nagyobb aktivitású nyirokcsomót észleltünk azt is eltávolítottuk. Mindaddig folytattuk a keresést, amíg homogén háttéraktivitást tapasztaltunk. Az eltávolított nyirokcsomókat egyenként, külön jelzéssel ellátva, szövettani vizsgálatra küldtük. A műtő természetes környezeti hátterének meghatározása Dózisméréseinket a műtő természetes környezeti háttér dózisteljesítmény értékeinek meghatározásával kezdtük. Vizsgálatainkat számítógéphez csatlakoztatott proporcionális számlálócsővel végeztük (3.1.4.2. fejezet). A gammaszondát méréseink idejére a műtőbe telepítettük. A műtétet megelőző éjszaka alatt, 8 órán át folyamatos háttérdózis meghatározást végeztünk (n=25), az adatokból átlag dózisteljesítmény értéket számoltunk.
92
A dolgozók személyi dózisterhelésének meghatározása A személyi dózisterhelés mérésére (egyenérték dózis) elektronikus személyi dózismérőt használtunk (3.1.4.3. fejezet). A dózismérőket a sugárzásnak kitett személyzet (operatőr, műtősnő, aneszteziológus orvos, aneszteziológus asszisztensnő és műtőssegéd) a mellkasán viselte, a készülékek adatait számítógépes programmal értékeltük. Meghatároztuk a műtét alatt fellépő egyenértékdózist, illetve a maximális dózisteljesítményt. Az operatőr és a műtősnő ujj dózisterhelésének meghatározása A végtagok bőrfelületén mért dózisértéket (mGy) az operatőr és a műtősnő ujjára húzott LiF termolumineszcens (TL) gyűrűdoziméterrel mértük (3.1.4.4. fejezet). A doziméterek megfelelő hőkezelése, kalibrálása és a detektort érő sugárzás kiolvasása (Harshaw 200 AB TL kiértékelővel) az MTA Izotóp- és Felületkémiai Intézetében történt. Vizsgálataink során három alkalommal cseréltük az operatőr és a műtősnő gyűrűdoziméterét. Az első cserére 3, a másodikra 9, a harmadikra 12 műtét után került sor. A radiofarmakont dúsító nyirokcsomók aktivitása Dózisméréseink során összesen 36 nyirokcsomót vizsgáltunk. A radiofarmakont dúsító nyirokcsomók beütésszámát 10 másodpercig tartó mérésekkel határoztuk meg.
3.8.3. Eredmények A műtő természetes környezeti háttersugárzásának meghatározása A háttérsugárzás dózisteljesítményének átlaga a más helységekhez hasonló értékű, (átlag±SD) 92.5±2.2 nSv/h volt. A dolgozók személyi dózisterhelésének meghatározása Az operatőr és a műtősnő műtőben tartózkodásának ideje átlag (±SD) 58±16 perc volt, az aneszteziológus orvos és asszisztensnő, illetve a műtőssegéd átlagban (±SD) 79±17 percig tartózkodott a beteg környezetében. A 25 műtéti alatt mért személyi egyenérték dózisokat és dózisteljesítményeket az 23. számú táblázatban foglaltuk össze.
93
23. táblázat. A MM műtétében (n=25) résztvevő dolgozók dozimétereivel mért egyenérték dózis, illetve egyenérték dózisteljesítmény adatok a műtétek százalékos eloszlásában. Dolgozók Operatőr Műtősnő Aneszteziológus orvos Aneszteziológus asszisztens Műtőssegéd
Egyenérték dózis (µSv) <1 96% 100 % 100% 100 % 88%
1-2 4% 2%
2 – 4,5 10%
Maximális egyenérték dózisteljesítmény (µSv/h) <1 1-2 2 – 10 80% 20% 92% 8% 92% 8% 76% 24% 68% 12% 20%
műtétek nagy többségében a dolgozók sugárterhelése nem érte el az 1 µSv-t (a háttérből származó egyenérték dózis tízszeresét), ami megegyezik a dózismérő hitelesített alsó határértékével. Az operatőrnél egy alkalommal (4%) mértünk 1-2 µSv, a műtőssegéd esetében pedig három alkalommal (12%) találtunk 1-4,5 µSv közötti értékeket. Ezeket az eseteket külön elemezve megállapítottuk, hogy a kapott dózis nem függött a nyirokcsomóban detektált aktivitás nagyságától, vagy a műtét időtartamától. A maximális egyenérték dózisteljesítmények többsége 1 µSv/h alatt volt. A műtétek 20%24%-ában az operatőrnél és az aneszteziológus asszisztensnőnél 1-2 µSv/h, a műtőssegédnél a műtétek 20%-ában 2-10 µSv/h közötti értékeket detektáltunk. A műtéti beavatkozásról vezetett napló alapján megállapítottuk, hogy a kiugró dózisteljesítmény értékek a beteggel történő közvetlen kontaktus során keletkezhettek. Az operatőr és a műtősnő ujjdózisterhelésének meghatározása Az operatőr gyűrűdoziméterével mért elnyelt dózis értéke műtétenként átlag (±SD) 159±23 µGy volt. A műtősnő ujjdózismérőjével műtétenként átlag (±SD) 48±17 µGy elnyelt dózist detektáltunk. A radiofarmakont dúsító nyirokcsomók aktivitása A sentinel nyirokcsomókban mért impulzusszámok széles tartományban változtak, (n=36) átlag (±SD) 11756±7858 impulzus/10 sec volt. Az eltávolított sentinel nyirokcsomó helyén mért beütésszám (n=36) a nyirokcsomó beütésszámának 0.03–10%-a között (medián 2.6%) változott.
94
3.8.4. Megbeszélés A nyílt sugárforrások izotóplaboratóriumokon kívüli alkalmazásának lehetőségei folyamatosan bővülnek. A SN radioizotópos módszerrel történő meghatározása leginkább az emlőcarcinoma és a MM kezelésénél terjedt el, de az utóbbi időben néhányan a fej és nyak, penis, vulva, méhnyak, valamint gastrointestinalis carcinomák esetén is biztató eredményekről számoltak be (Alex JC és mtsai. 1998; Valdes Olmos RA és mtsai. 1999; O’Boyle JD és mtsai. 2000; Kitagawa Y és mtsai. 2001). Az új módszerek biztonságos végzéséhez elengedhetetlen a radioaktív sugárzással járó sugárterhelés ismerete (Council Directive 96/29/EURATOM; Miner TJ és mtsai. 1999; Glass EC és mtsai. 1999). A MM kezelésénél alkalmazott SN meghatározások lymphoszcintigráfiás vizsgálatával összefüggő sugárvédelmi mérésekről az irodalomban kevés adatot közöltek. A SN meghatározásánál alacsony dózisértékekre számítottunk, ezért méréseinket a műtő természetes környezeti hátterének a meghatározásával kezdtük. A kapott értékek nem különböztek az egyéb vizsgáló helységekben mért adatainktól, és az irodalomban ismertetett tartományba (UNSCEAR 2000 REPORT) estek. A műtéteket követően a műtő háttér dózisteljesítménye a természetes környezeti háttér értékétől nem különbözött. SN lokalizálásánál és eltávolításánál, személyi dózismérővel mért adatokról Koizumi M és munkatársai (2001) számoltak be. Ők emlőrákos betegeknél, a mi eredményeinknél magasabb, az operátorra vonatkozóan műtétenként 4-6 µSv egyenérték dózist mértek. Waddington WA és munkatársai (2000) szintén emlőrákos betegeknél, az operátor dózisterhelését az előbbi munkacsoport eredményeihez képest tízszer kevesebbnek (0.34 µSv) találták. Stratmann SL és munkatársai (1999) ugyancsak emlőrákos betegekben nem direkt dózisméréseket végeztek, hanem az operatőr felsőtestének dózisterhelését a betegtől 30 cm-re mért környezeti egyenérték dózisteljesítménnyel jellemezték, melynek értékét 13.3 µSv/h-nak találták. Brenner W és munkatársai (2000) szintén emlőrákos betegek mérései során az előző módszerhez hasonlóan a beteget körülvevő személyzet (operatőr, műtősnő, aneszteziológus) sugárterhelésének becslésére a radiopharmakon beadásának helyétől 30, 100, illetve 150 cm-re végeztek méréseket és alacsonyabb teljestest dózisterhelést (3.57±2.14, 0.87±0.51, 0.40±0.20 µSv/h) kaptak. A hasonló modellt alkalmazó munkacsoportok eredményei közötti különbség a felhasznált radiofarmakon aktivitások (26-41 MBq vs. 30 MBq) a beadás és a műtét között eltelt idő (1.5-3 óra vs. 3-5 óra), illetve a mért háttérértékek (0.40 µSv/h vs. 0.14±0.04 µSv/h) különbségéből származhatott. A fenti munkacsoportok egyöntetűen arra következtettek, hogy
95
a SN radioizotópos módszerrel történő meghatározása biztonságos eljárás, a dolgozók személyi dóziskövetésére az érvényben levő sugárvédelmi normák alapján nincs szükség. MMban kapott eredményeink, az operatőr és az aneszteziológusra vonatkozóan, az emlőrákos betegeknél mások által mért dózisérték alattiak, vagy azokhoz hasonlóak voltak. A műtőssegéd dózisterhelésére vonatkozó irodalmi adatokat nem találtunk. A MM műtétek teljes ideje alatt mért összdózis alacsony volt, de meghatároztuk az időegységre eső legmagasabb dózist is, azaz a maximális dózisteljesítményt (23. számú táblázat). Eredményeink alapján és az érvényes sugárvédelmi normák állásfoglalásainak megfelelően (ALARA elv) felhívtuk a műtőssegéd figyelmét, hogy a beteg mozgatása közben ne tartózkodjon a radiopharmakon beadásának helye közelében, annak érdekében, hogy a dózisterhelés még a jelenleginél is kevesebb legyen. Mérési eredményeink alapján a SN lokalizálásánál és eltávolításánál asszisztáló dolgozók sugárterhelése egyébként nem magasabb a sugárvédelmi szempontból biztonságosan végezhető konvencionális nukleáris medicinai vizsgálatokénál (Chiesa C és mtsai. 1997). A végtagokat érő sugárterhelés tekintetében eredményeink leginkább a 90 µSv körüli dózisértékről megjelent beszámolókat támasztják alá (Miner TJ és mtsai. 1999; Waddington WA és mtsai. 2000). Méréseinkhez mi is TLD gyűrűdózismérőket használtunk, beteganyagunk viszont Miner TJ és munkatársai (1999) vizsgálataihoz képest egységesebb volt, hiszen csak melanoma műtéteknél mértünk. Az előbbi munkacsoporttól eltérően, a műtősnő ujjdózisterhelését az operatőrhöz képest szignifikánsan alacsonyabbnak találtuk. Más munkacsoportok (Startmann SL és mtsai. 1999; Brenner W és mtsai. 2000) az ujjdózis jellemzésére Geiger számlálóval indirekt méréseket végeztek és eléggé eltérő dózisteljesítmény értékeket találtak (342 µSv/h vs. 84.1±46.4 µSv/h). Alazarki NP és munkatársai (2000) becsült értékek alapján, az operatőr kezének sugárterhelését a természetes sugárforrásból származó éves teljestest dózis 0,2 %-ának tekintették (kb. 4-6 µSv). Következtetések Méréseink alapján a melanoma malignum kezelésénél alkalmazott sentinel nyirokcsomó excisióját sugárvédelmi szempontból biztonságosnak tartjuk. A legkedvezőtlenebb dózisegyenértékkel (2 µSv/műtét) számolva is egy operatőr évente akár 10000 SN excisiót is végezhetne úgy, hogy sugárterhelése a foglalkoztatási dóziskorlát (Council Directive 96/29/EURATOM; 16/2000. (VI. 8.) EüM rendelet) alatt maradna. A végtagdóziskorlát szempontjából évente kb. 3000 beavatkozás végezhető el biztonsággal. Az aneszteziológus orvos és asszisztens, illetve a műtőssegéd esetében sem indokolt sugárvédelmi szempontból a
96
vizsgálatok számát korlátozó intézkedés bevezetése. A MM műtétében és a SN eltávolításánál segédkező dolgozók személyi dozimetriai követése nem szükséges. A gamma szondával kapott kedvező eredményeink alapján úgy ítéljük meg, hogy a betegbe beadott radiofarmakon aktivitásának mennyiségét csökkenteni lehet, és így a beteg és a személyzet sugárterhelését még a jelenleginél is alacsonyabb szintre hozhatjuk.
97
4. Megállapítások 1. A dinamikus vonalfantom alkalmas a kollimátorral felszerelt detektorok homogenitásának, linearitásának és térbeli felbontóképességének, illetve a kollimátor nélküli detektorok homogenitásának vizsgálatára, a betegfelvételeknél használt radioaktív izotópok alkalmazásával. 2. A dinamikus vonalfantom megbízhatóan alkalmazható úgy a négyszögletes, mint a kör alakú detektoros gammakamerák homogenitásának mérésére. A korrekt eredmények eléréséhez azonban, a vizsgált gammakamerán optimális impulzushozam (aktivitás) tartomány meghatározása és alkalmazása szükséges. 3. A dinamikus vonalfantom alkalmas sugárforrás a detektorok transzmissziós csontfantommal történő minőségellenőrzéséhez. 4. A WHO/IAEA csontfantommal végzett magyarországi méréssorozatunk alapján a leggyengébb eredmények alig haladták meg az egyes területek véletlenszerű véleményezésével kapható 0.5-ös ROC görbe alatti terület értéket, a legsikeresebb vizsgálatok ugyanakkor a maximális, 1-es érték közelébe kerültek. Következésképpen, a nukleáris medicinai laboratóriumok teljesítményének fekete doboz típusú fantommal való ellenőrzése a munka eredményességének javítását szolgáló fontos információkat nyújt. Az eredmények igazolták, hogy a kamera detektorok optimális beállítása (homomogenitás) és a felvételek gondos értékelése (hardcopy és számítógép képernyő együttesen) a legfontosabb minőséget meghatározó tényezők. 5. A képtovábbító és képarchiváló rendszer (PACS) minőségellenőrzésére általunk használt egyszerű módszer fantom-felvételek alkalmazásával jól használható az esetleges hibák kiderítésére. 6. Radioaerosolos tüdőinhalációs vizsgálatot végző dolgozó belső sugárterhelésnek is ki van téve, a
99m
Tc-DTPA radiofarmakon főleg a szájüregben és gyomorban halmozódik. A
dolgozók külső és belső sugárterhelése a radioaerosolos vizsgálatok során ennek ellenére, a törvény által megállapított effektív dóziskorlát alatt van. 7. A melanoma malignum műtéte során alkalmazott sentinel nyirokcsomó (SN) excisiot sugárvédelmi szempontból biztonságosnak tartjuk. A legkedvezőtlenebb dózisegyenértékkel számolva is egy operatőr évente akár 3000 SN eltávolítást is elvégezhetne, miközben a sugárterhelése a törvény által megállapított effektív, illetve végtag dóziskorlát alatt marad.
98
5. Az eredmények hasznosításának lehetőségei 1. A dinamikus vonalfantomot javasoljuk a nukleáris medicinai vizsgálatok minőségellenőrző eszközeként történő felhasználásra, a kollimátorral felszerelt detektorok homogenitásának, linearitásának és térbeli felbontóképességének, illetve a kollimátor nélküli detektorok homogenitásának vizsgálatára, a betegfelvételeknél használt radioaktív izotópok alkalmazásával. A rutin ellenőrző méréseknél az eszköz kiválthatja a feltölthető síkforrást, és ez a dolgozók sugárterhelésének csökkenését eredményezi. A könnyen és gyorsan feltölthető kapilláris csővel a kollimátor fizikai épsége, esetleges sérülésének gyanúja esetén, azonnal ellenőrizhető. 2. Javasoljuk a WHO/IAEA transzmissziós csontfantommal történő mérések beépítését az izotópdiagnosztikai laboratóriumok minőségbiztosítási rendszerébe, a csontszcintigráfiás vizsgálatok időszakos ellenőrzésére. A dinamikus vonalfantom alkalmas sugárforrás lehet a transzmissziós fantomfelvételek elkészítéséhez. 3. A csontfantom méréssorozat eredményei alapján javasoljuk, a röntgenfilmről történő leletezéskor támogatásként felhasználni a számítógép megfelelő felbontóképességű képernyője nyújtotta lehetőségeket, a korrekt döntéshozatal érdekében. 4. A saját képtovábbító és képarchiváló rendszerünk (PACS) ellenőrzésére javasoljuk fantomfelvételek készítését, és azok hálózati továbbításával a képtovábbító rendszer időszakos minőségellenőrzését. Ajánlatos továbbá, a minőségellenőrző méréseket elvégezni minden olyan alkalommal is, amikor valamilyen változtatást eszközöltünk a rendszerben. Rutin használatban, a minőségellenőrző vizsgálatok optimális gyakorisága tapasztalat alapján megállapítható, például, a vizsgálandó rendszerben bekövetkező esetleges meghibásodások számának a függvénye. 5. Radioaerosolos tüdőinhalációs vizsgálatoknál végzett méréseink azt mutatták, hogy a tüdőinhalációs vizsgálatot végző dolgozó szájüregébe valamennyi radioaerosol óhatatlanul bekerül, ezért a dolgozónak, a vizsgálatot követően szájöblítést javasolunk. A vizsgálatok közötti szünetekben az evést és a dohányzást feltétlenül el kell kerülni. A jól kooperáló betegeket arra kell biztatni, hogy az inhaláció alatt a készülék ki és bevezető csöveit saját maguk tartsák, azért hogy a beteg által kilélegzett aerosol ne kerüljön közvetlenül a dolgozó kezére. A napi tüdőinhalációs vizsgálatok számának korlátozása, adataink alapján, sugárvédelmi szempontból nem indokolt. A vizsgáló légterének radioaerosollal történő szennyezettsége
99
miatt, köpeny és kesztyű használata elengedhetetlen, a helyiség megfelelő szellőztetéséről pedig feltétlenül gondoskodni kell. 6. A melanoma malignum műtéte során végzett sugárvédelmi méréseink alapján a sentinel nyirokcsomó (SN) eltávolítást sugárvédelmi szempontból biztonságosnak találtuk, és nem tartjuk indokoltnak a vizsgálatok számát korlátozó intézkedés bevezetését. A MM műtétnél és a SN eltávolításánál jelenlevő dolgozók személyi dozimetriai követését ezért nem tartjuk szükségesnek. A sentinel nyirokcsomókban gamma szondával mért beütésszám értékek alapján úgy ítéltük meg, hogy a továbbiakban a betegbe beadott radiofarmakon aktivitásának mennyiségét csökkenthetjük, ezáltal a beteg és a személyzet sugárterhelését még a jelenleginél is alacsonyabb szintre hozhatjuk.
100
6. Köszönetnyilvánítás Mindenekelőtt a PhD alprogram és korábbi munkahelyi vezetőmnek, dr. Csernay László professzor úrnak szeretném megköszönni mindazt a támogatást, amit tudományos fejlődésemhez és életfeltételeim gyökeres megváltoztatásához nyújtott. Az Ő érdeme, hogy érdeklődésem a nukleáris medicinai készülékek és eljárások minőségellenőrzésének irányába fordult. Biztató szavai és kritikus megjegyzései egyaránt segítségemre voltak a kijelölt feladatok pontos, és időben történő végrehajtásában. Külön köszönöm jelenlegi munkahelyi vezetőmnek, dr. Pávics László professzor úrnak azt a segítséget, amit tudományos kutatómunkám során nyújtott. Irányításával, tudományos érdeklődésem a nukleáris medicinai sugárvédelem kérdéseinek tanulmányozásával tovább bővült. Mindkettőjüknek köszönöm, hogy az intézetben olyan körülményeket biztosítottak, amelyek lehetővé tették tudományos tevékenységem folytatását. Munkatársaimnak, a Szegedi Tudományegyetem Nukleáris Medicinai Intézetének volt és jelenlegi dolgozóinak szeretném megköszönni munkám támogatását. Köszönöm dr. Mester Jánosnak a tudományos szemléletem kialakításában nyújtott támogátását, valamint türelmét és gondoskodását. Dr. Papós Miklósnak, dr. Lázár Máténak, dr. Ambrus Editnek és dr. Rajtár Máriának orvosi ismereteim, Dr. Almási Lászlónak és Neszt Tibornak informatikai jártasságom, dr. Láng Jenőnek pedig a radiofarmakonokkal kapcsolatos ismereteim bővítésében való közreműködését köszönöm. Továbbá köszönöm dr. Regényi Jakabné, Bali Mónika, Onczay Zsoltné és Kószóné Irénke támogatását és irányomban tanúsított türelmét. Az SzTE Radiológiai Klinikájának munkatársaival együttműködve, a nukleáris medicinai és radiológiai minőségellenőrző eljárások és képfeldolgozás közös problémáival ismerkedhettem meg, ezért köszönettel tartozom dr. Morvay Zita, dr. Vörös Erika, dr. Ormándy Katalin és dr. Kardos Lilla kolleganőknek. A nyitott radioaktív sugárforrások izotóplaboratóriumon kívüli felhasználása örök problémával jár, így a szentinel nyirokcsomó detektálása és sebészeti kezelése során is sugárvédelmi kérdések merültek fel, melyek tisztázásában nyújtott segítségükért köszönetet mondok az SzTE Bőrgyógyászati Klinika Plasztikai Osztálya munkatársainak, külön kiemelve dr. Mohos Gábor és dr. Varga János kollegák munkáját.
101
Az ÁNTSz Csongrád Megyei Intézetének munkatársaival végzett közös kutatásaink során tanúsított odaadásukért köszönetet mondok Kovács Árpádnak és dr. Milassin Tamásnak. Az MTA Izotóp- és Felületkémiai Intézetének munkatársa, dr. Osvay Margit által rendelkezésemre bocsátott TLD doziméterekért tartozom köszönettel. Az Oktatási Minisztérium Közgazdasági és Biztonságszervezési Osztályának az Országos Sugárfigyelő, Jelző- és Ellenőrző Rendszer feladatfinanszírozására biztosított támogatásából beszerzett dózismérő készülékekkel sikerült sugárvédelmi kutatásokat végeznem, amiért köszönetet mondok. Továbbá köszönöm az SZTe Biztonságszervezési Osztály munkatársainak, elsősorban Czombos Istvánnak a támogatását. A Gamma Művek Rt. volt munkatársainak, dr. Billing Ádámnak és dr. Medgyes Sándornak munkámban nyújtott segítségükért tartozom köszönettel. A Mediso cégnek köszönöm a transzmissziós csontfantommal végzett magyarországi körkísérletben nyújtott anyagi és szakmai támogatását, külön kiemelve Bagaméri István, és Sebestyén Gábor munkáját. Végül, de nem utolsó sorban családomnak mondok köszönetet munkám során tanúsított türelmükért és megértésükért.
102
7. Felhasznált irodalom 16/2000. (VI. 8.) EüM rendelet az atomenergiáról szóló 1996. évi CXVI. törvény egyes rendelkezéseinek végrehajtásáról. Magyar Közlöny 2000/55. szám. 1980. évi I. törvény az atomenergiáról. Magyar Közlöny, 1980/21. szám. 1996. évi CXVI. törvény az atomenergiáról. Magyar Közlöny, 1996/112. szám. 96/29/EURATOM: Council Directive 96/29/EURATOM of 13 May 1996 laying down basic safety standards for the protection of the health of workers and the general public against the dangers arising from ionizing radiation. European Commission, Radiation Protection Division, Luxembourg, 1996. Official Journal of the European Communities No L 159/1996. 97/43/EURATOM: Council Directive 97/43/EURATOM of 30 June 1997 on health protection of individuals against the dangers of ionizing radiation in relation to medical exposure. European Commission, Radiation Protection Division, Luxembourg, 1997. Official Journal of the European Communities No L 180/1997. AAPM (1980): Scintillation camera acceptance testing and performance testing. American Association of Physicists in Medicine Report No. 6, American Institute of Physics, New York. AAPM (1982): Computer aided scintillation camera acceptance testing. American Association of Physicists in Medicine Report No. 9, American Institute of Physics, New York. AAPM (1987): Rotating scintillation camera SPECT acceptance testing and quality control. American Association of Physicists in Medicine Report No. 22, American Institute of Physics, New York. Ackerman SJ, Gitlin JN, Gayler RW, Flagle CD, Bryan RN: Receiver operating characteristic analysis of fracture and pneumonia detection: comparison of laser-digitized workstation images and conventional analog radiographs. Radiology 1993; 186: 263-268. Adams R, Hine GJ, Zimmerman CD: Deadtime measurements in scintillation cameras under scatter conditions simulating quantitative nuclear cardiography. J Nucl Med 1978; 19(5): 538-544. Alazarki NP, Styblo T, Grant SF, Cohen C, Larsen T, Aarsvold JN: Sentinel node staging of early breast cancer using lymphoscintigraphy and the intraoperative gamma-detecting probe. Semin Nucl Med 2000; 30 (1): 56-64. Albertini JJ, Cruse CW, Rapaport D, Wells K, Ross M, DeConti R, Berman CG, Jared K, Messina J, Lyman G, Glass F, Fenske N, Reintgen DS: Intraoperative radio-lympho-scintigraphy improves sentinel lymph node identification for patients with melanoma. Ann Surg 1996; 223(2): 217-224. Alex JC, Krag DN, Harlow SP, Meijer S, Loggie BW, Kuhn J, Gadd M, Weaver DL: Localization of regional lymph nodes in melanomas of the head and neck. Arch Otolaryngol Head Neck Surg 1998; 124: 135-140. Alex JC, Weaver DL, Fairbank JT, Rankin BS, Krag DN: Gamma-probe-guided lymph node localization in malignant melanoma. Surg Oncol 1993; 2: 303-308.
103
Arnstein NB, Chen DC, Siegel ME: Interpretation of bone scans using a video display. A necessary step toward a filmless nuclear medicine department. Clin Nucl Med 1990; 15: 418-423. Balch CM, Soong SJ, Gershenwald JE, Thompson JF, Reintgen DS, Cascinelli N, Urist M, McMasters KM, Ross MI, Kirkwood JM, Atkins MB, Thompson JA, Coit DG, Byrd D, Desmond R, Zhang Y, Liu PY, Lyman GH, Morabito A: Prognostic factors analysis of 17.600 melanoma patients: validation of the American Joint Committee on Cancer melanoma staging system. J Clin Oncol. 2001; 19: 3622-34. Bános Cs., Reviczky A, Lendvay J: A Nemzetközi Atomenergia Ügynökség in vitro minőségellenőrzési körkisérletének tapasztalatai. Izotóptechnika 1982; 25: 13-20. Bartolomei M, Testori A, Chinol M, Gennari R, De Cicco C, Leonardi L, Zoboli S, Paganelli G: Sentinel node localization in cutaneous melanoma: lymphoscintigraphy with colloids and antibody fragments versus blue dye mapping. Eur J Nucl Med 1998; 25: 1489-94. Berbaum KS, Franken EA, Honda H, McGuire C, Weis RR, Barloon T: Evaluation of a PACS workstation for assessment of body CT studies. J Comput Assist Tomogr 1990; 14: 853-858. Berger DH, Feig BW, Podoloff D, Norman J, Cruse CW, Reintgen DS, Ross MI: Lymphoscintigraphy as a predictor of lymphatic drainage from cutaneous melanoma. Ann Surg Oncol. 1997; 4: 247-251. Blokland J, Camps J, Pauwels E: Aspects of performance assessment of whole body imaging systems. Eur J Nucl Med 1997; 24: 1273-1283. Bostick P, Essner R, Glass E, Kelley M, Sarantou T, Foshag LJ, Qi K, Morton D: Comparison of blue dye and probe-assisted intraoperative lymphatic mapping in melanoma to identify sentinel nodes in 100 lymphatic basins. Arch Surg 1999; 134(1): 43-49. Braga FJ, Souza JF, Trad CS, Santos AC, Ghillardi Netto T, Elias J Jr, Hindie E, Iazigi N: An improved mouthpiece to prevent environmental contamination during radioaerosol inhalation procedures. Health Phys 1998; 75: 424-427. Brenner W, Ostertag H, Peppert E, Czech N, Kampen WU, Muhle C, Luttges J, Henze E: Radiation exposure to the personnel in the operating room and in the pathology due to SLN detection with Tc-99m-nanocolloid in breast cancer patients. Nuklearmedizin 2000; 39(5): 142-145. BRH (1976): Quality control for scintillation cameras. Bureau of Radiological Health, Rockville, Maryland. BRH (1984): Quality assurance in nuclear medicine. Proceedings of an international symposium and workshop, Washington, 1981. National Center for Devices and Radiological Health, Rockville, Maryland. BRH (1986): Workshop manual for computer-interfaced scintillation camera quality assurance. National Center for Devices and Radiological Health, Rockville, Maryland. Brix G, Zaers J, Adam LE, Bellemann ME, Ostertag H, Trojan H, Haberkorn U, Doll J, Oberdorfer F, Lorenz WJ: Performance evaluation of a whole-body PET scanner using the NEMA protocol. National Electrical Manufacturers Association. J Nucl Med 1997; 38(10): 1614-1623.
104
Buchert R, Bohuslavizki KH, Mester J, Clausen M: Quality assurance in PET: evaluation of the clinical relevance of detector defects. J Nucl Med 1999; 40(10): 1657-1665. Busemann Sokole E, Bergmann H, Herrera NE, Mould RF, Volodin V: Interlaboratory Comparison Study of Nuclear Medicine Imaging in 12 European Countries using Total Performance Phantoms. In: Schmidt HAE, Vauramo DE (eds). Nuclear Medicine in Research and Practice. Schattauer Verlag, StuttgartNew York, 1984: 102-105. Busemann Sokole E, Cradduck TD: The use of phantoms for quality control in gated cardiac studies. J Nucl Med Technol 1985; 13: 5-10. Busemann Sokole E: Proficiency Testing: World Health Organization Interlaboratory Comparison Studies using Total Performance Phantoms. Quality Assurance in Nuclear Medicine Imaging. Amsterdam, 1990. Busemann-Sokole E, Cradduck T D: Assessment of a Dynamic Line Phantom. In: Höfer R, Bergmann H, Sinzinger H. Radioaktive Isotope in Klinik und Forschung, Schattauer, 1991: 186. Busemann-Sokole E, Cradduck TD: National Electrical Manufacturers Association. J Nucl Med 1983; 24(10): 973-974. Busemann-Sokole E, Farrell TJ, Cradduck TD: Effect of scintillation camera nonuniformity on ejection fraction measurements. J Nucl Med 1985; 26(11): 1323-1330. Buxton-Thomas MS, Wraight EP: The use of 99m-Tc-DTPA aerosol ventilation scintigraphy in the diagnosis of pulmonary embolism. Nucl Med Commun 1984; 5: 387-391. Carter NJ, Eustance CN, Kettle AG, Barrington SF, Page CJ, O'Doherty MJ, Coakley AJ: Ventilation and perfusion lung imaging--which nebulizer? Nucl Med Commun. 1995, 16: 489-493. Chapman DR, Brachman MB, Tanasescu DE, Wolfstein RS, Berman DS, Waxman AD: Clinical and parametric evaluation of three large-field-of-view cameras. J Nucl Med 1980; 21(2): 161-164. Chiesa C, De Sanctis V, Crippa F, Schiavini M, Fraigola CE, Bogni A, Pascali C, Decise D, Marchesini R, Bombardieri E: Radiation dose to technicians per nuclear medicine procedure: comparison between technetium99m, gallium-67, and iodine-131 radiotracers and fluorine-18 fluorodeoxyglucose. Eur J Nucl Med 1997; 24: 1380-1389. Cohade C, Wahl RL: Applications of positron emission tomography/computed tomography image fusion in clinical positron emission tomography - clinical use, interpretation methods, diagnostic improvements. Semin Nucl Med 2003; 33(3): 228-237. Cradduck T D, Busemann-Sokole E: Assessment of camera uniformity using a dynamic line phantom. J Nucl Med Techn 1990; 18: 206. Cradduck TD, Busemann Sokole E, Roedler HD (eds): Review of Quality Control in Nuclear Medicine. MMV Medizin Verlag, München, 1986. Cradduck TD, Busemann-Sokole E: Use of NEMA protocols for routine quality assurance. J Nucl Med 1985; 26(1): 95-97. Cradduck TD, Farrell TJ: Uniformity correction and quality control in scintillation cameras. J Nucl Med. 1984; 25(12): 1392-1394.
105
Crawford ES, Steves AM: Using the ACNP Proficiency Testing Program to develop critical thinking. American College of Nuclear Physicians. J Nucl Med Technol 1998; 26(1): 38-42. Csernay L, Kuba A, Nyúl L, Nagy A, Almási L, Kardos L: Micsoda és mire jó a DICOM 3.0? Magyar Radiológia Suplementuma 1996; 1: 67-72. Dalla Palma L, Ukovich W, Stacul F, Cuttin Zernich R, Pozzi-Mucelli RS, Magnaldi S, Cassetti P, Carbi N, Giribona P: Modular project of the Picture Archiving and Communication System (PACS). Preliminary clinical experience. Radiol Med 1990; 80: 18-23. Daube-Witherspoon ME, Karp JS, Casey ME, DiFilippo FP, Hines H, Muehllehner G, Simcic V, Stearns CW, Adam LE, Kohlmyer S, Sossi V: PET performance measurements using the NEMA NU 2-2001 standard. J Nucl Med 2002; 43(10): 1398-1409. De Bondt P, Nichols K, Vandenberghe S, Segers P, De Winter O, Van de Wiele C, Verdonck P, Shazad A, Shoyeb AH, De Sutter J: Validation of gated blood-pool SPECT cardiac measurements tested using a biventricular dynamic physical phantom. J Nucl Med 2003; 44(6): 967-972. Deconinck F, Verzelen J: The Dynamic Line Phantom: A New Approach to Quality Control of Gamma Cameras. In: Proc. Third World Congress of Nuclear Medicine and Biology, Pergamon Press New York, 1982: 1240. Dendy PP, Barber RW, Bayliss CC: An experimental study of the relationship between image quality and spatial resolution for the gamma camera. Eur J Nucl Med 1988; 14(12): 579-585. Dye RE: Simulation of clinical scintigrams for nuclear medicine imaging devices. Phys Med Biol 1988; 33(11): 1329-1334. Erickson JJ, Rollo FD: Quality Control of Nuclear Medicine Computer Systems. In: Erickson JJ, Rollo FD (eds). Digital Nuclear Medicine. JB Lippincott Company, Philadelphia, 1983: 218236. Erickson JJ, Wegst AV: Acceptance testing – a review of experience with 35 systems. J Nucl Med 1990; 31: 941. Erickson JJ: NEMA: Review of Standards and How to Measure in the Field. In: King MA, Zimmerman RE, Links JM (ed). Imaging Hardware and Software for Nuclear Medicine. American Association of Physicists in Medicine, American Institute of Physics, New York, 1989: 16-23. Finney C, Horn B, Luk K: Use of NEMA Standards for In-field Acceptance Testing of Scintillation Cameras. In: Raynaud C (ed). Nuclear Medicine and Biology. World Federation of Nuclear Medicine and Biology, Pergamon Press, Paris, 1982; 2909-2911. Finney C, Horn B, Mak H, McDermott R, Loo D, Luk K: Evaluation of the NEMA standards for in-field acceptance testing of scintillation cameras – experience over a five year period. J Nucl Med 1986; 27: 1017-1018. Francis RA, Agnew JE, Sutton PP, Pavia D, Clarke SW: Ventilation imaging with easily prepared 99m-Tc aerosols. Nucl Med Commun 1981; 2: 203-208. Garfagni H, Gibaud B, Stut W, Aubry F, Bizais Y: MIMOSA: a functional model of the management of medical images. Med Inform. 1994; 19: 95-108.
106
Glass EC, Basinski JE, Krasne DL, Giuliano AE: Radiation safety considerations for sentinel node techniques. Ann Surg Oncol 1999; 6(1): 10-11. Glass LF, Messina JL, Cruse W, Wells K, Rapaport D, Miliotes G, Berman C, Reintgen D, Fenske NA: The use of intraoperative radiolymphoscintigraphy for sentinel node biopsy in patients with malignant melanoma. Dermatol Surg. 1996; 22: 715-720. Graham LS: Acceptance testing of gamma cameras. J Nucl Med 1988; 29(2): 267. Graham LS: Quality control procedures for field uniformity correction devices in nuclear medicine. National Center for Devices and Radiological Health, Rockville, Maryland, 1983. Greaves CD, Sanderson R, Tindale WB: Air contamination following aerosol ventilation in the gamma cameras room. Nucl Med Commun 1995; 16: 901-904. Greer KL, Jaszczak RJ, Coleman RE: An overview of a camera-based SPECT system. Med Phys 1982; 9(4): 455-463. Groch MW, Erwin WD: Single-photon emission computed tomography in the year 2001: instrumentation and quality control. J Nucl Med Technol 2001; 29: 12-18. Halpern EJ, Esser PD: An improved phantom for quality control of laser scanner digitizers in picture archival and communications systems. J Digit Imaging. 1991; 4: 241-247. Halpern EJ: A test pattern for quality control of laser scanner and charge-coupled device film digitizers. J Digit Imaging 1995; 8: 3-9. Hanley J, McNeil B: The meaning and use of the area under a receiver operating characteristic (ROC) curve. Radiology 1982; 143: 29-36. Harding LK, Thomson WH, Clarke EA: Radiation dose to technicans for nuclear medicine procedures. Eur J Nucl Med 1998; 25: 444. Harlow SP, Krag DN, Ashikaga T, Weaver DL, Meijer SJ, Loggie BW, Tanabe KK, Whitworth P Jr, Kuhn J, Kusminsky R, Carp NZ, Gadd M, Rawlings M Jr, Slingluff CL Jr: Gamma probe guided biopsy of the sentinel node in malignant melanoma: a multicentre study. Melanoma Res. 2001; 11: 45-55. Hart G C: Moiré interference in gamma camera quality assurance images. J Nucl Med 1986; 27: 820. Hart G, Mackie A, Griffiths C: Airborne contamination and the use of aerosol ventilation systems. Nucl Med Commun 1996; 17: 551-553. Hart G: A UK survey of nuclear medicine imaging performance using the TransBone anthropomorphic phantom. Nucl Med Commun 1997; 18(7): 668-672. Hasegawa BH, Kirch DL: The measure of a camera--pathways for future understanding. J Nucl Med 1981; 22(1): 78-81. Heikkinen J, Ahonen A, Kuikka JT, Rautio P: Quality of myocardial perfusion single-photon emission tomography imaging: multicentre evaluation with a cardiac phantom. Eur J Nucl Med 1999; 26(10): 1289-1297.
107
Heikkinen J, Kuikka JT, Ahonen A, Jurvelin J, Hartikainen K, Kvist G: A Finnish multicentre quality assurance project in bone scintigraphy and brain SPECT: a phantom study. Nucl Med Commun 1994; 15(10): 795-805. Hermann GA, Herrera NE, Hauser W: The College of American Pathologists Phantom Series--an assessment of current nuclear imaging capabilities. Am J Clin Pathol 1980; 74(4 Suppl): 591-594. Hermann GA, Tholen DW, Herrera NE: The relationship of instrument parameters to performance within a survey peer group. J Nucl Med. 1984 Dec;25(12):1371-4. Herrera N, Hermann GA, Hauser W, Paras P: College of American Pathologists program series X survey program: present status. In: Medical Radionuclide Imaging, Vol II. International Atomic Energy Agency, Vienna, 1981: 177-187. Herrera N: Quality assurance programmes in nuclear medicine. IAEA/WHO Newsletter, Vienna, 1987. Hine GJ: Performance Characteristics of Nuclear Instruments. In: Rhodes BA (ed) Quality Control in Nuclear Medicine. The CV Mosby Company, St. Louis, 1977: 289-320. Hines H, Kayayan R, Colsher J, Hashimoto D, Schubert R, Fernando J, Simcic V, Vernon P, Sinclair RL: Recommendations for implementing SPECT instrumentation quality control. Nuclear Medicine Section--National Electrical Manufacturers Association (NEMA). Eur J Nucl Med 1999; 26(5): 527-532. Hoffer PB, Neumann R, Quartararo L, Lange R, Hernandez T: Improved intrinsic resolution: does it make a difference? Concise communication. J Nucl Med 1984; 25(2): 230-236. HPA (1978): The theory and testing of Anger-type gamma cameras. Topic Group Report 27, The Hospital Physicists’ Association, London. HPA (1983): Quality control of nuclear medicine instrumentation. Mould RF (ed). The Hospital Physicists’ Association, London. IAEA (1977): Quality control. In: Medical Radionuclide Imaging, Vol I, International Atomic Energy Agency, Vienna. IAEA (1981): Quality assurance. In: Medical Radionuclide Imaging, Vol II, International Atomic Energy Agency, Vienna. IAEA (1984): Quality control of nuclear medicine instruments. IAEA-TECDOC-317, International Atomic Energy Agency, Vienna. IAEA (1986): Quality control of nuclear medicine instruments. IAEA-TECDOC-317, International Atomic Energy Agency, Vienna. IAEA (1991): Quality control of nuclear medicine instruments. IAEA-TECDOC-602, International Atomic Energy Agency, Vienna. IAEA/WHO (1987): Newsletter on Quality Assurance Programmes in Nuclear Medicine. IAEA, Vienna, 1987. IBSS 115: International Basic Safety Standards for Protection against Ionizing Radiation and for the Safety of Radiation Sources. International Atomic Energy Agency, Vienna, 1996.
108
IEC (1984): Characteristics and test conditions for Anger-type gamma cameras. Publication 789, International Electrical Commission, Geneva. IEC (1989): Characteristics and test conditions for Anger-type gamma cameras. Revision of IEC Publication 789 (1984), International Electrical Commission, Geneva. IEC (1998): Radionuclide Imaging Devices—Characteristics and Test Conditions. Part 1. Positron Emission Tomographs. EC Standard 61675-1, International Electrotechnical Commission, Geneva. Irwin A G, McCool D, Hilson A J W: Cobalt flood or dynamic line phantom for audit of uniformity? Nucl Med Com 1991; 12: 298. Job HM, Mackie A, Hart GC: Programmable dynamic line phantom control: an initial assessment of quantitative potential as a gamma camera test tool. Nucl Med Commun 1996; 17(10): 907-914. Johansson L, Mattsson S, Nosslin B: Effective dose equivalent from radiopharmaceuticals. Eur J Nucl Med 1984; 9: 485-489. Jordan K, Newiger H: A new flood phantom to measure homogeneity of gamma cameras and to correct SPECT studies. Eur J Nucl Med 1987; 13(7): 327-330. Karp JS, Daube-Witherspoon ME, Hoffman EJ, Lewellen TK, Links JM, Wong WH, Hichwa RD, Casey ME, Colsher JG, Hitchens RE, et al.: Performance standards in positron emission tomography J Nucl Med. 1991; 32(12): 2342-2350. Kitagawa Y, Ohgami M, Fujii H, Mukai M, Kubota T, Ando N, Watanabe M, Otani Y, Ozawa S, Hasegawa H, Furukawa T, Matsuda J, Kumai K, Ikeda T, Kubo A, Kitajima M: Laparoscopic detection of sentinel lymph nodes in gastrointestinal cancer: a novel and minimally invasive approach. Ann Surg Oncol 2001; 8(9 Suppl): 86S-89S. Klessens PL, Binkhuysen FH, Ottes FP, Winter LH, Willemse AP, de Valk JP: Diagnostic evaluation of a PACS subsystem using mammographs. An ROC analysis. Med Inform 1988; 13: 323-326. Koizumi M, Nomura E, Yamada Y, Takiguchi T, Takahashi K, Tada T, Saito M, Uchida K, Makita M, Yoshimoto M, Kasumi F, Takahashi T, Sekine N, Ogata E: Sentinel node detection of patients with breast cancer by radionuclide method: consideration of radiation safety Kaku Igaku 2001; 38(1): 47-52. Köteles György (szerk.): Sugáregészségtan, Medicina Könyvkiadó Rt., Budapest, 2002. Krag DN, Meijer SJ, Weaver DL, Loggie BW, Harlow SP, Tanabe KK, Laughlin EH, Alex JC: Minimal-access surgery for staging of malignant melanoma. Arch Surg. 1995; 130: 654-658; discussion 659-660. Kuba A, Alexin Z, Nyúl L, Nagy A, Palágyi K, Nagy M, Almási L, Csernay L: DICOM based PACS and its application in education. Proceedings of the 14th International EuroPACS Meeting, Hellas, 1996; 46-49. La Fontaine R, Graham LS, Behrendt D, Greenwell K: Personnel exposure from flood phantoms and point sources during quality assurance procedures. J Nucl Med. 1983; 24(7): 629-632. Lim C, Hoffer P, Rollo F, Lilien D: Performance evaluations of recent wide field scintillation cameras. J Nucl Med 1978; 19: 942-947.
109
MacIntyre WJ, Rhodes BA: Qality Assurance Objectives for Instrumentation. In: Rhodes BA (ed). Quality Control in Nuclear Medicine. The CV Mosby Company, St. Louis, 1977: 285-288. Mackie A, Hart GC, Ibbett DA: Airborne radioactive contamination following aerosol ventilation studies. Nucl Med Commun 1994; 15: 161-167. McCready R, A'Hern R: A more rational basis for determining the activities used for radionuclide imaging? Eur J Nucl Med 1997; 24(2): 109-10. Metz CE: Basic principles of ROC analysis. Semin Nucl Med 1978; 8: 283-298. Miller RF, Jaritt PH, Lui D, Kidery J, Semple SJG, Ell PJ: The APE nebuliser - a new delivery system for the alveolar targeting of particulate technetium 99-m diethylene triamine penta-acetic acid. Eur J Nucl Med 1991; 18: 164-170. Miner TJ, Shriver CD, Flicek PR, Miner FC, Jaques DP, Maniscalco-Theberge ME, Krag DN: Guidelines for the safe use of radioactive materials during localization and resection of the sentinel lymph node. Ann Surg Oncol 1999; 6(1): 75-82. Moretti JL, Mensch B, Guey A, Desgrez A: Comparative assessment of scintillation camera performance. Radiology 1976; 119: 157-165. Morton DL, Wen DR, Wong JH, Economou JS, Cagle LA, Storm FK, Foshag LJ, Cochran AJ: Technical details of intraoperative lymphatic mapping for early stage melanoma. Arch Surg. 1992; 127: 392-399. Mounford PJ, Steele HR: Fetal dose estimates and the ISRP abdominal dose limit for occupational exposure of pregnant staff to technetium-99m and iodine-131 patients. Eur J Nucl Med 1995; 22: 1173-1179. MSZ 62-1/1989: Ionizáló Sugárzás Elleni Védelem Általános Előírásai MSZ 62-7/ 1999. Ionizáló sugárzás elleni védelem. Sugárvédelem nyitott radioaktív készítmények alkalmazásakor. Murphy PH: Acceptance testing and quality control of gamma cameras, including SPECT. J Nucl Med. 1987; 28(7): 1221-1227. NEMA (1980): Performance measurements of scintillation cameras. Standards Publication NU-1-1980, National Electrical Manufacturers Association, Washington, DC. NEMA (1986): Performance measurements of scintillation cameras. Standards Publication NU-1-1986, National Electrical Manufacturers Association, Washington, DC. NEMA (1994): Performance measurements of positron emission tomographs. Standards Publication NU-2-1994, National Electrical Manufacturers Association, Washington, DC. NEMA (2001): Performance measurements of positron emission tomographs. Standards Publication NU 2-2001, National Electrical Manufacturers Association, Rosslyn, VA. O’Boyle JD, Coleman RL, Berstein SG, Lifshitz S, Muller CY, Miller DS: Intraoperative lymphatic mapping in cervix cancer patients undergoing radical hysterectomy: a pilot study. Gynecologic-Oncology 2000; 79: 238243. O'Connor MK, Oswald WM: The line resolution pattern: a new intrinsic resolution test pattern for nuclear medicine. J Nucl Med 1988; 29(11): 1856-9.
110
O'Doherty MJ, Miller RF: Aerosols for therapy and diagnosis. Eur J Nucl Med 1993; 20: 1201-1213. Osvay M, Lembo L: Comparative investigations on sensitivity of newly developed Lif TL detectors. Radiation Protection Dosimetry 1993; 47: 227. Pars P, Van Tuinen R, Hamilton D: Quality Control for Scintillation Cameras. In: Rhodes BA (ed.) Quality Control in Nuclear Medicine. The C.V. Mosby Company, St. Louis, 1977; 336-348. Peley G, Sinkovics I, Liszkay G, Toth J, Peter I, Farkas E, Teglas M, Hrivo A, Fuzy M, Gilde K, Koves I: The role of intraoperative gamma-probe-guided sentinel lymph node biopsy in the treatment of malignant melanoma and breast cancer Orv Hetil. 1999; 140: 2331-2338. Pityn PJ, King ME, VanderWerf R: Apparent versus real exposures of nuclear medicine technologists during aerosol lung ventilation scanning. Am Ind Hyg Assoc J 1996; 57: 202-204. Rhodes BA (ed): Quality Control in Nuclear Medicine. Radiopharmaceuticals, Instrumentation, and in vitro Assays. The CV Mosby Company, St. Louis 1977. Rollo FD (ed.): Nuclear Medicine Physics, Instrumentation and Agents. The CV Mosby Company, St. Louis 1977. Rollo FD: Quality Assurance in Nuclear Medicine. In: Rollo FD (ed.) Nuclear Medicine Physics, Instrumentation and Agents. The CV Mosby Company, Saint Louis 1977; 322-360. Rosenthal MS, Good WF, Costa-Greco MA, Miketic LM, Eeelkema EA, Gur D, Rockette HE: The effect of image processing on chest radiograph interpretations in a PACS environment. Invest Radiol 1990; 25: 897-901. Royal HD, Brown PH, Claunch BC: Effects of a reduction in crystal thickness on Anger-camera performance. J Nucl Med 1979; 20: 977-980. Schoder H, Erdi YE, Larson SM, Yeung HW. PET/CT: a new imaging technology in nuclear medicine. Eur J Nucl Med Mol Imaging 2003; 30(10): 1419-37. Scott WW Jr, Rosenbaum JE, Ackerman SJ, Reichle RL, Magid D, Weller JC, Gitlin JN: Subtle orthopedic fractures: teleradiology workstation versus film interpretation. Radiology. 1993; 187: 811-815. Séra T, Medgyes S, Sebestyén G: Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minõségellenõrzési körkísérlet eredményei I. Magy Rad 1994; 68: 164-167. Séra T, Medgyes S, Sebestyén G: Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet eredményei II. Magy Rad 1996a; 70: 14-19. Séra T, Medgyes S, Sebestyén G: Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet eredményei III. Magy Rad 1996b; 70: 42-45. Sharp P, Marshall I: The usefulness of indices measuring gamma camera non-uniformity. Phys Med Biol 1981; 26(1): 149-53.
111
Shields RA, Lawson RS: Effective dose equivalent (Editorial). Nucl Med Commun 1987; 8: 851-855. Skretting A, Strandmyr E, Lindegaard MW: A Norwegian nationwide quality assurance project in nuclear medicine: total performance in bone scintigraphy measured with a new transmission phantom. Eur J Nucl Med. 1990; 17(1-2): 10-4. Skretting A, Strandmyr E, Lindegaard MW: Properties of a Transmission Phantom for Simulation of Radionuclide Bone Studies and its Use for Quality Assurance. In: Höfer R, Bergmann H, Sinzinger H (eds). Radioactive Isotopes in Clinical Medicine and Research. StuttgartNew York: Schattauer, 1991:180-185. Sloboda RS, Hardie DI, Schmid M, Morris PB, Hughes J, Malik MH: A dynamic quality control phantom for radionuclide cardiology. Med Phys 1986; 13(1): 90-2. Smith MA, Merrick MV, Simpson JD: Performance characteristics of a prototype gamma camera. Nucl Med Commun 1980; 1: 378-382. Souchkevitch GN, Asikainen M, Bauml A, Bergmann H, Busemann-Sokole E, Carlsson S, Delaloye B, Dermentzoglou F, Herrera N, Jasinski W, Karanfilski B, Mester J, Oppelt A, Perry J, Skretting A, van Herk G, Volodin V, Wegst A, Mould RF: The World Health Organization and International Atomic Energy Agency second interlaboratory comparison study in 16 countries on quality performance of nuclear medicine imaging devices. Eur J Nucl Med 1988; 13: 495-501. Startmann SL, McCarty TM, Kuhn JA: Radiation safety with breast sentinel node biopsy. Am J Surg 1999; 178 (6): 454-457. Stut WJ Jr, van Steen MR, Groenewegen LP, Bakker AR: Picture archiving and communication system design issues: the importance of modelling and simulation. J Digit Imaging 1990; 3: 246-253. Sztanyik BL.: A sugárbiológia negyedszázada. Orv Hetil. 1983; 124 (37): 2223-2232. Todd-Pokropek A: Quality Control, Detection and Display. In: Radionuclide Imaging. Pergamon Press France, 1982: 27-76. Todd-Pokropek A: The Design of a Quality Assurance Package Integrated into an Expert System. In: Höfer R and Bergman H (eds). Radioactive Isotopes in Clinical Medicine and Research. Schattauer, Sttutgart, 1988; 469-478. Tucker DM, McEachern M: Quality assurance and quality control of an intensive care unit picture archiving and communication system. J Digit Imaging. 1995; 8: 162-167. UNSCEAR 2000 REPORT, Vol. I. Sources and effects of ionizing radiation. Valdes Olmos RA, Hoefnagel CA, Nieweg OE, Jansen L, Rutgers EJ, Borger J, Horenblas S, Kroon BB: Lymphoscintigraphy in oncology: a rediscovered challenge. Eur J Nucl Med 1999; 26(4 Suppl): S2-S10. Van Tuinen R, Paras P: A Survey of Quality Control for Scintillation Cameras. In: Rhodes B.A. (ed) Quality Control In Nuclear Medicine. The CV Mosby Company, St. Louis, 1977; 349-351. Van Tuinen RJ, Kruger JB, Bahr GK, Sodd VJ: Scintillation camera nonuniformity: effects on cold lesion detectability. Int J Nucl Med Biol 1978; 5: 135-7.
112
Vanbilloen HP, Bauwens J, Mortelmans L, Verbruggen AM: Reduction of contamination risks during clinical studies with Technegas. Eur J Nucl Med 1999; 26: 1349-1352. Varga J, Galuska L: Comparison of intraoperative sentinel node gamma probes. Endoscopia, 2000; 3: 57-61. Visser JJ, Busemann Sokole E, Verberne HJ, Habraken JB, Van De Stadt HJ, Jaspers JE, Shehata M, Heeman PM, Van Eck-Smit BL: A realistic 3-D gated cardiac phantom for quality control of gated myocardial perfusion SPET: the Amsterdam gated (AGATE) cardiac phantom. Eur J Nucl Med Mol Imaging 2003; 11. 19: [Epub ahead of print]. Volodin V, Souchkevitch G, Racoveanu N, Bergmann H, Busemann-Sokole E, Delaloye B, Dermentzoglou F, Georgescu G, Herrera N, Jasinski W, Kasatkin Y, Paras P, Mould R: World Health Organisation inter-laboratory comparison study in 12 countries on quality performance of nuclear medicine imaging devices. Eur J Nucl Med 1985; 10: 193-7. Waddington WA, Clarke GA, Barnes KJ, Gillen GJ, Elliott AT, Short MD: A reappraisal of current methods for the assessment of planar gamma camera performance. Nucl Med Commun 1995; 16(3): 186-95. Waddington WA, Keshtgar MR, Taylor I, Lakhani SR, Short MD, Ell PJ: Radiation safety of the sentinel lymph node technique in breast cancer. Eur J Nucl Med 2000; 27 (4): 377-391. Wegst AV, Rhodes BA: Where Are We Going in Quality Control Testing? In: Rhodes BA (ed). Quality Control in Nuclear Medicine. The CV Mosby Company, St. Louis, 1977; 368-372. White PG, Hayward MWJ, Cooper T: Ventilation agents – what agents are currenrly used? Nucl Med Commun 1991; 12: 349-352. WHO (1982): Quality Assurance in Nuclear Medicine. World Health Organization, Geneva Wilson AJ, Hodge JC: Digitized radiographs in skeletal trauma: a performance comparison between a digital workstation and the original film images Radiology 1995; 196: 565-568. Zaidi H, Hasegawa B. Determination of the attenuation map in emission tomography. J Nucl Med 2003; 44(2): 291-315.
113
8. Az értekezés alapjául szolgáló közlemények és szakfolyóiratban megjelent előadáskivonatok jegyzéke 1.
Séra T., Mester J., Csernay L.: Dinamikus vonalfantommal szerzett tapasztalatok. Izotóptechnika, diagnosztika 1991; 34: 121-128.
2.
T. Séra, J. Mester, L. Csernay: Optimal use of a dynamic line phantom for the determination of camera detector uniformity. Eur J Nucl Med 1992; 19: 585. (abs.) Impact factor: 1,856
3.
Séra T., Csernay L.: A készülékek korszerű minőségellenőrzése a nukleáris medicinában. Izotóptechnika, diagnosztika 1993; 36: 25-32.
4.
Séra T., Csernay L.: Gammakamerák minőségellenőrzésének módszerei. Izotóptechnika, diagnosztika 1993; 36: 3. (abs.)
5.
Séra T., Medgyes S., Sebestyén G.: Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minõségellenõrzési körkísérlet eredményei I. Magyar Radiológia 1994; 68: 164-167.
6.
T. Séra, J. Mester, A. Skretting, L. Csernay: Comparison of the quality of transmission bone phantom images performed with different radiation sources. Eur J Nucl Med 1995; 22: 907. (abs.) Impact factor: 2,930
7.
Séra T., Medgyes S., Sebestyén G.: Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet eredményei II. Magyar Radiológia, 1996; 70: 14-19.
8.
Séra T., Medgyes S., Sebestyén G.: Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet eredményei III. Magyar Radiológia 1996; 70: 42-45.
9.
T. Séra, J. Mester, A. Skretting, L. Csernay: Quality of transmission bone phantom images performed with different radiation sources. Magy Radiol 1996; (Suppl. 1.): 50. (abs)
10. Séra T., Mester J., Szkretting A., Csernay L.: Különböző sugárforrásokkal készített csontfantom-felvételek minőségének összehasonlítása. Magyar Radiológia 1997; 71: 75-80. 11. T. Séra, J. Mester, A. Skretting, L. Csernay: Comparison of the quality of transmission bone phantom images performed with different radiation sources. Radiology and Oncology 1997; 31/4: 358-363. 12. T. Séra, L. Csernay, L. Pávics: Quality control of nuclear medicine image transfer via a computer network. Eur J Nucl Med 1997; 24: 943. (abs.) Impact factor: 2,692
114
13. Séra T., Csernay L., Pávics L.: Nukleáris medicinai képek számítógépes hálózati továbbításának minőségellenőrzése. Magy Radiol 1997; (Suppl. 1): 15. (abs.) 14. T. Séra, L. Kardos, Cs. Hoffmann, M. Barkovics, L. Csernay: Quality control of medical image transfer via computer network. Eur Radiol 1997; 7: 361. (abs.) Impact factor: 0,561 15. T. Séra, J. Mester, L. Csernay, L. Pávics: Investigation of gamma camera detector uniformity using a dynamic line phantom. Nuclear Medicine Review 1998; 09: 41-45. 16. Séra T., Csenkey S. I., Horváth H., Pávics L.: Adatok a ventillációs tüdőszcintigráfia sugárvédelmi szempontjaihoz. Magy Rad 1999; (Suppl.): E66. (abs.) 17. T. Séra, A. Kovács, M. Lázár, T. Milassin, S. Börcsök, L. Pávics: Radiation safety in relation to 99mTcDTPA radioaerosol lung ventilation. Eur J Nucl Med 2000; 27: 1055. (abs.) Impact factor: 3,772 18. Séra T., Kovács Á., Lázár M., Papós M., Milassin T., Börcsök S., Csernay L., Pávics L.: 99mTc-DTPA aerosollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfia sugárvédelmi vonatkozásai. Magyar Radiológia 2001; 75: 214-220. 19. Séra T., Kovács Á., Lázár M., Papós M., Milassin T., Börcsök S., Csernay L., Pávics L.: 99mDTPA-val végzett ventillációs tüdőszcintigráfia dozimetriai adatai. Magy Radiol 2001; (Suppl.): B7/3. (abs.) 20. T. Séra, G. Mohos, M. Papós, M. Osvay, J. Varga, M. Lázár, K. Kapitány, L. Csernay, L. Pávics: Sentinel node detection in malignant melanoma patients: radiation safety consideration. Eur J Nucl Med 2002; 29: 518. (abs.) Impact factor: 3,568 21. T. Séra, M. Papós, M. Osvay, J. Varga, M. Lázár, E. Kiss, K. Kapitány, A. Dobozy, L. Csernay, L. Pávics: Sentinel node detection in malignant melanoma patients: radiation safety considerations. Dermatologic Surgery 2003; 29: 141-145. Impact factor: 1,505 Impakt faktorok összege: 16,884 (Közlemény: 1,505; Absztrakt: 15,379)
115
9. Összefoglalás 1. Bevezetés Az orvosi diagnosztika fejlett technológiát alkalmazó szakterületein a teljes diagnosztikai folyamat minőségének rendszeres ellenőrzése elengedhetetlen. Az in vivo és in vitro vizsgálatokra használt nukleáris műszerek minőségellenőrzésére a Szegedi Tudományegyetem Nukleáris Medicina Intézetében 1991-ben korszerű minőségellenőrzési protokollt vezettünk be. Azidőtájt került beszerzésre a Siemens Diacam-Icon SPECT készülék, mely akkor Magyarországon a legkorszerűbb berendezésnek számított. Dinamikus vonalfantomot is vásároltunk, mellyel ellenőriztük gammakameráink és SPECT készülékeink detektorait. Az Egészségügyi Világszervezet és a Nemzetközi Atomenergia Ügynökség 1994-ben nemzetközi körkísérletet szervezett a nukleáris medicinai csontvizsgálatok minőségének, fekete doboz típusú, transzmissziós csontfantommal történő ellenőrzésére. Hazánk is bekapcsolódott a körkísérletbe. Az intézetünkben összeállított protokoll alapján 22 hazai izotóplaboratóriumban végeztünk méréseket. Az eredményeket kiértékeltük, a résztvevőket saját teljesítményükről egyenként tájékoztattuk, emellett megadtuk anonim módon a hazai leggyengébb, legjobb, illetve átlagértékeket. A Szegedi Tudományegyetemen 1994-1995-ben, FEFA támogatásával fejlesztettek ki egy digitális képtovábbító, képtároló és visszakereső (PACS) rendszert. Munkacsoportunk megvizsgálta, hogy kontrollált környezetben, fantomfelvételek továbbításakor milyen teljesítménnyel működik a rendszer. 1997-ben intézetünk bekapcsolódott az Oktatási Minisztérium által szervezett Országos Sugárfigyelő Jelző és Ellenőrző Rendszerbe (OSJR). Az OSJR feladatok finanszírozására biztosított keretből, az elmúlt évek során beszereztünk két darab nagy érzékenységű, a természetes környezeti háttér változásainak mérésére is alkalmas proporcionális számlálócsövet, egy Geiger-Müller számlálócsöves sugárzásmérő készüléket, egy felületi szennyezettségmérőt, illetve számítógépes programmal vezérelhető elektronikus személyi dozimétereket. A sugárvédelmi eszközökkel számos diagnosztikai és terápiás tevékenységünk során végeztünk méréseket.
2. Célkitűzések Munkám során a következő főbb kérdésekre kerestem választ: 1.
A dinamikus vonalfantom gammakamerák mely paramétereinek vizsgálatára alkalmas?
2.
A dinamikus vonalfantom milyen feltételek mellett alkalmazható a gammakamera detektorok homogenitásának vizsgálatára?
3.
A transzmissziós fantomfelvételek minőségét miként befolyásolja a leképezésre használt síkforrás típusa?
4.
A magyar laboratóriumok milyen színvonalon és milyen találati biztonsággal végeznek csontszcintigráfiát?
5.
A Szegedi Tudományegyetemen üzembe helyezett digitális képtovábbító, képtároló és visszakereső (PACS) rendszer kontrollált környezetben, fantomfelvételek továbbításakor milyen hatásfokkal működik? Okoz-e a képtárolás illetve továbbítás információ veszteséget?
116
6.
A
99m
Tc-DTPA radioaeroszollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfiás vizsgálatok alkalmával milyen meny-
nyiségű radioaeroszol jut ki a vizsgálóhelyiség légterébe, és az milyen mértékű háttérdózis emelkedéssel jár? A vizsgálatokat végző dolgozó mekkora dózisterhelésnek van kitéve és melyek az inkorporált radiofarmakonra jellemző kritikus szervei? 7.
A melanoma malignum műtétekor, a radioaktív anyaggal jelölt nyirokcsomók intraoperativ detektálása és eltávolítása során a dolgozók milyen mértékű sugárterhelésnek vannak kitéve?
3. Módszerek Minőségellenőrző méréseinkhez fantomokat (dinamikus vonalfantom, transzmissziós csontfantom, SPECT összparaméter-, máj-, pajzsmirigy-, CT-, ultrahang-, emlő-, DSA szoftver fantom) használtunk. A fantomfelvételeket részben vizuálisan, részben kvantitatíve, illetve ROC (Receiver Operating Characteristic) görbékkel értékeltük. Sugárvédelmi vizsgálatainkhoz intraoperativ gammaszondát, proporcionális számlálócsövet, elektronikus és termolumineszcens személyi dózismérőket használtunk. 3.1.Gammakamera detektor minőségellenőrzése dinamikus vonalfantommal A dinamikus vonalfantommal (radioaktív oldattal feltölthető, mikroprocesszor által vezérelt kapilláris cső) két darab MB9200-as típusú gammakamerán és egy Siemens Diacam-Icon SPECT készüléken, a detektorok homogenitásának, linearitásának, geometriai felbontásának, a látómező nagyságának vizsgálatára, valamint a vonalválaszfüggvény meghatározására, homogenitás, PLES (Parallel Lines Equally Spaced), forróvonal-, hidegvonal felbontás, modulációs átviteli függvény (MTF), BRH (Bureau of Radiological Health), OHTP (Orthogonal Hole Test Pattern), Dynamic Range, Hine Duley tesztfelvételeket készítettünk. A képeket vizuálisan és kvantitatívan értékeltük. 3.2. Gammakamera detektor homogenitásának vizsgálata dinamikus vonalfantommal Négy darab kör alakú és egy négyszögletes detektorú gammakamerán a dinamikus vonalfantommal impulzushozam-aktivitás, illetve homogenitás-impulzushozam méréseket végeztünk, kollimátor nélkül és kollimátorral egyaránt. A homogenitás eredményeket
99m
Tc pontforrással, illetve 57Co síkforrással kapott értékekkel hasonlí-
tottuk össze. 3.3. Különböző sugárforrásokkal készített csontfantom-felvételek minőségének összehasonlítása Transzmissziós csontfantom-felvételeket készítettünk három MB9200-as típusú gammakamerán, egy Siemens Diacam, illetve egy Elscint SPECT készüléken. A fantom átvilágításához feltölthető síkforrást, 57Co síkforrást, illetve dinamikus vonalfantomot használtunk. A felvételeket három gyakorlott értékelő egymástól függetlenül, 14-es skálán score módszerrel értékelte. Az adatokból ROC görbéket szerkesztettünk és összehasonlítottuk a három különböző síkforrással kapott felvételek értékelésének eredményeit.
117
3.4 Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet A WHO/IAEA csontfantommal 22 hazai laboratórium 28 készülékén, saját, illetve a nemzetközi körkísérlet protokollja szerint készítettünk felvételeket, illetve minőségellenőrző méréseket. A résztvevőknek arról kellett nyilatkozniuk, hogy a fantomfelvételeken látnak-e fokozott, vagy csökkent aktivitású területeket, és az elváltozást milyen biztonsággal (score: 1-4) tartják kórjelzőnek. Az értékelők teljesítményét, a megfelelő ROC görbe alatti terület nagyságával jellemeztük. 3.5. Nukleáris medicinai és radiológiai képek hálózati továbbításának minőségellenőrzése A PACS hálózatunkba kapcsolt modalitások közül minőségellenőrzésre alkalmas fantomfelvételeket SPECT, CT, Ultrahang, MRI, DSA és Mammográf készülékeken végeztünk. Az egyes modalitásokon készült digitális képekről röntgenfelvételeket készítettünk. Ezeket három független obszerver, az észlelés biztonságát 1-4-ig terjedő score módszerrel jellemezve, vizuálisan értékelte. A digitális felvételeket ott, ahol lehetőség volt rá, közvetlenül a hálózaton, a többi esetben pedig a filmscannerrel újradigitalizált képeket a képszerverhez továbbítottuk. A megjelenítő állomáson a felvételeket ugyanaz a három megfigyelő, a röntgenfilm értékelésénél is használt módszerrel értékelte. A csontfantom felvételek esetében úgy a digitális, mint a filmscannerrel újradigitalizált képeket továbbítottuk a hálózaton, így az értékelőknek lehetőségünk volt mindhárom megjelenítési módon (1. röntgen film, 2. hálózaton továbbított digitális kép, 3. újradigitalizált, majd hálózaton továbbított kép) megvizsgálni a felvételeket. Az egyes modalitásokon készített fantomképekről az obszervereknek a kép struktúrájára vonatkozó kérdésekre kellett válaszolniok. 3.6. 99mTc-DTPA radioaeroszollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfia sugárvédelmi vonatkozásai A radioaktív aerosolt előállító készülék környezetében proporcionális számlálócsővel a háttér dózisteljesítmény változását, illetve levegőmintából a vizsgáló légterébe jutott radiofarmakon aktivitás koncentrációját, napi 1-6 beteg vizsgálatát követően ellenőriztük. A vizsgálatot végző dolgozók testébe jutott radiofarmakon lokalizálására kollimátor nélkül egésztest, illetve kollimátorral célzott statikus felvételeket készítettünk. A vizsgálatot végző dolgozó belső sugárterhelésének becslésére effektív egyenérték dózis számításokat végeztünk. Dörzsmintával ellenőriztük a védőkesztyűk, a vizsgáló helység padló és falfelületeinek radioaktív szennyezettségét. 3.7. 99mTc humán albumin kolloiddal végzett sentinel nyirokcsomó detektálásának sugárvédelmi adatai Méréseket végeztünk melanoma malignum (MM) műtétre kerülő 25 betegben (18 nő, 7 férfi), melyekben radioizotóp alkalmazásával intraoperativ gammaszondával végeztünk SN meghatározást, majd azt követően a sentinel nyirokcsomókat műtéti úton eltávolították. A műtő háttér dózisteljesítmény változását proporcionális számlálócsővel, a dolgozók személyi dózisterhelését elektronikus dózismérőkkel, a műtétet végző operatőr és műtősnő ujjainak dózisterhelését termolumineszcens dózismérőkkel vizsgáltuk.
118
4. Eredmények 4.1. Gammakamera detektor minőségellenőrzése dinamikus vonalfantommal A detektorok homogenitásának ellenőrzését kollimátor nélkül és kollimátorral egyaránt elvégeztük. Az analóg felvételeken a homogenitás minden esetben jól megítélhető volt. A fantom hibájára utaló szisztematikus eltéréseket (csíkos, illetve foltos képet) egy esetben sem találtunk. A kollimátorral felszerelt detektorok linearitásának vizsgálatára a PLES, BRH és az OHTP tesztminták egyaránt alkalmasnak bizonyultak. A felbontás megítéléséhez az MTF, valamint a forróvonal-felbontás fantomok bizonyultak a legalkalmasabbnak. A Dynamic Range, illetve a Hine Duley teszteket nem tartottuk megfelelőeknek. Az OHTP fantomprogram felhasználásakor, közepes energiájú divergáló kollimátorral Moiré-effektust észleltünk. 4.2. Gammakamera detektor homogenitásának vizsgálata dinamikus vonalfantommal A dinamikus vonalfantom kapilláris csövével, az azonos típusú gammakamerák impulzushozam-aktivitás görbéin a linearitás határértékét 30000 cps impulzushozam körül észleltük, 20%-os holtidő kb. 50000 cps-nél következett be, a maximális impulzushozamot pedig 70000 cps körül mértük. Az egyes gammakamerákon jól meghatározott impulzushozam tartományokban kaptunk stabil homogenitás értékeket, melyek a
99m
Tc pontforrással,
57
illetve Co síkforrással kapott adatoktól szignifikánsan (p<0,05) nem különböztek. 4.3. Különböző sugárforrásokkal készített csontfantom-felvételek minőségének összehasonlítása A különböző sugárforásokkal készítet csontfantom-felvételek adataiból számított ROC görbék területének átlaga (99mTc síkforrás vs. vonalfantom: 0,86 ± 0,04/0,86 ± 0,03;
99m
Tc síkforrás vs.57Co síkforrás: 0,87 ± 0,04/0,88 ±
0,04; vonalfantom vs. 57Co síkforrás: 0,88 ± 0,03/0,87 ± 0,04) nem különbözött szignifikánsan (p<0,02) egymástól. 4.4. Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet Magyarországi izotópdiagnosztikai laboratóriumokban végzett átfogó minőségellenőrzési körkísérlet A vizsgált laboratóriumokban a ROC görbék alatti terület nagyságával jellemzett eredmények igen nagy különbséget mutattak, a leggyengébbek (hazai leggyengébb: 0,60) alig haladták meg az egyes területek véletlenszerű véleményezésével kapható 0.5-ös görbe alatti terület értéket, a legsikeresebb vizsgálatok ugyanakkor (hazai legjobb: 0,94) a maximális, 1-es érték közelébe kerültek; (hazai átlag: 0,81). Külön összehasonlítottuk az analóg és számítógépes felvételek értékelésének eredményeit és a különbséget szignifikánsnak (p<0.01) találtuk a display javára (0.85±0.01 vs. 0.76±0.04). A detektorok integrális és differenciális homogenitás értékei mindkét látómezőben viszonylag nagy szórást mutattak, az integrális értékek 3%-8%, a differenciális értékek pedig 2.4%-3.8% közötti intervallumokba estek. 4.5. Nukleáris medicinai és radiológiai képek hálózati továbbításának minőségellenőrzése A röntgen film, illetve a hálózaton továbbított digitális képek score értékei (303) közül 234 (77%) azonos volt. A röntgen film javára 43 (14%), a display javára pedig 26 (9%) esetben döntöttek az értékelők. A röntgen film,
119
illetve filmscannerrel digitalizált majd a hálózaton továbbított digitális képek 132 score értéke közül 63 (48%) volt azonos, 51 (39%) esetben a röntgenfilmről, 18 (13%) esetben pedig a displayről készült vélemény bizonyult pontosabbnak. A csontfantom-felvételek ROC görbéi alatti területek alapján a digitálisan továbbított felvétel displayről történő értékelésével kaptuk a legjobb eredményt (0,937 ± 0,03), ezt követi a primer képről történő értékelés (0,934 ± 0,20), majd a filmscannerrel újradigitalizált felvétel (0,931 ± 0,02). A különbségeket nem találtuk szignifikánsnak. 4.6. 99mTc-DTPA radioaeroszollal végzett inhalációs tüdőszcintigráfia sugárvédelmi vonatkozásai A tüdőinhalációs készülék környezetében a munkanapok kezdetén és végén mért háttér dózisértékek alapján a napi vizsgálatok számának növekedésével a háttérsugárzás mértéke nagyon széles tartományon belül ingadozott, de szignifikánsan (p=0.05) nőtt. Az inhalációs vizsgálatot végző dolgozó külső sugárforrásból származó dózisterhelése a vizsgálatok 74%-ában (121 vizsgálat) 200 nSv alatt, 26%-ban (44 vizsgálat) 200-850 nSv között volt. A vizsgáló légterébe kijutott radiofarmakon koncentrációja széles tartományban ingadozott (5-141 kBq/m3). A vizsgálat végrehajtásánál segédkező dolgozó belső sugárforrásból származó effektív dózisterhelése, a mért legalacsonyabb, illetve a legmagasabb aerosol koncentrációval számolva, 0,6 nSv és 0,3 µSv volt. Az egésztest felvételeken a szájüreg tájékán, illetve ritkábban, a gyomor régiójában találtunk radiofarmakonra utaló aktivitáshalmozódást. A betegvizsgálatokhoz használt kesztyűkön 88 – 171 Bq aktivitások közötti értékeket mértünk, a falfelületeken, illetve a padlón szennyeződést nem találtunk. 4.7. 99mTc humán albumin kolloiddal végzett sentinel nyirokcsomó detektálásának sugárvédelmi adatai A műtő háttérsugárzás dózisteljesítményének átlaga a más helységekhez hasonló értékű, (átlag±SD) 92.5±2.2 nSv/h volt. A műtétek nagy többségében a dolgozók sugárterhelése nem érte el az 1 µSv-t (a háttérből származó egyenérték dózis tízszeresét), ami megegyezik az elektronikus személyi dózismérő hitelesített alsó határértékével. Az operatőrnél egy alkalommal (4%) mértünk 1-2 µSv, a műtőssegéd esetében pedig három alkalommal (12%) találtunk 1-4,5 µSv közötti értékeket. Az operatőr gyűrűdoziméterével mért elnyelt dózis értéke műtétenként átlag (±SD) 159±23 µGy, a műtősnőé pedig 48±17 µGy volt. A sentinel nyirokcsomók detektálásakor mért impulzusszámok széles tartományban változtak, (n=36) átlag (±SD) 11756±7858 beütés/10 sec volt. Az eltávolított sentinel nyirokcsomó helyén mért beütésszám (n=36) a nyirokcsomó beütésszámának 0.03-10 %-a között (medián 2.6%) változott.
5. Következtetések 1.
A dinamikus vonalfantom alkalmas a kollimátorral felszerelt detektorok homogenitásának, linearitásának és térbeli felbontóképességének, illetve a kollimátor nélküli detektorok homogenitásának vizsgálatára, a betegfelvételeknél használt radioaktív izotópok alkalmazásával.
2.
A dinamikus vonalfantom megbízhatóan alkalmazható úgy a négyszögletes, mint a kör alakú detektoros gammakamerák homogenitásának mérésére. A korrekt eredmények eléréséhez azonban, a vizsgált gammakamerán optimális impulzushozam (aktivitás) tartomány meghatározása és alkalmazása szükséges.
120
3.
A dinamikus vonalfantom alkalmas sugárforrás a detektorok transzmissziós csontfantommal történő minőségellenőrzéséhez.
4.
A WHO/IAEA csontfantommal végzett magyarországi méréssorozatunk eredményei azt mutatták, hogy a résztvevő laboratóriumok teljesítményei nagymértékben különböztek egymástól, az ellenőrzés a munka eredményességének javítását szolgáló fontos információkat biztosított. Az eredmények igazolták, hogy a kamera detektorok optimális beállítása (homomogenitás) és a felvételek gondos értékelése (hardcopy és számítógép képernyő együttesen) a legfontosabb minőséget meghatározó tényezők.
5.
A képtovábbító és képarchiváló rendszer (PACS) minőségellenőrzésére általunk alkalmazott egyszerű módszer fantom-felvételekkel jól használható az esetleges meghibásodások felderítésére.
6.
Radio-aerosolos tüdőinhalációs vizsgálatot végző dolgozó belső sugárterhelésnek is ki van téve, a
99m
Tc-
DTPA radiofarmakon főleg a szájüregben és gyomorban halmozódhat. A dolgozók külső és belső sugárterhelése a radio-aerosolos vizsgálatok során azonban a törvény által megállapított effektív dóziskorlát alatt van. 7.
A melanoma malignum műtéte során radioaktív izotóppal kivitelezett sentinel nyirokcsomó (SN) felderítést és eltávolítást sugárvédelmi szempontból biztonságosnak tartjuk. A legkedvezőtlenebb dózisegyenértékkel számolva is egy operatőr évente akár 3000 SN eltávolítást is elvégezhetne, miközben sugárterhelése a törvény által megállapított effektív, valamint végtag dóziskorlát alatt marad.
121
9. Summary 1. Background Regular quality control of the overall medical diagnostic procedure is indispensable when advanced technology is applied. In 1991, we introduced up-to-date quality control protocols for control of the in vivo and in vitro nuclear medicine instruments in the Nuclear Medicine Department of the University of Szeged. At that time, a Siemens Diacam-Icon SPECT camera was purchased, which was then the most modern instrument in Hungary. We also procured a dynamic line phantom and with this checked our gamma cameras and SPECT instruments. In 1994, the World Health Organisation (WHO) and the International Atomic Energy Agency (IAEA) organised an international interlaboratory study for the quality control of nuclear medicine bone studies, using a black box type, transmission bone phantom. Hungary participated in that study. Transmission bone phantom measurements were made in 22 Hungarian laboratories with the WHO/IAEA standard protocol, but we additionally performed complementary measurements, to investigate the performance parameters of the gamma cameras and imaging protocols in the participating laboratories, in order to obtain an overview of the performance of nuclear medicine bone imaging at a national level. The results were processed and the participants were informed individually about their performance and about the best, the worst and the mean national results. In 1994-1995, a FEFA grant was utilised at the University of Szeged to develop a digital Picture Archiving and Communication System (PACS). We investigated the performance of this system under controlled conditions, while phantom images were transmitted, archived and retrieved from the archive. In 1997, our department joined the National Radiation Protection Alarm System (OSJR) of the Ministry of Education. With the financial support for the OSJR system, during recent years we have acquired two highly sensitive proportional counter tubes (which are also suitable for natural background measurements), a GeigerMüller counter, a surface contamination monitor, and electronic personal dosimeters. With these instruments, we have performed numerous measurements during our diagnostic and therapeutic investigations on patients. 2. Aims The aims of my work were to obtain answers to the following questions: 1.
Which gamma camera parameters can be investigated with the dynamic line phantom?
2.
Under what conditions is the dynamic line phantom suitable for the quality control of gamma camera detector uniformity?
3.
How are the transmission bone phantom images influenced by the type of the flood source?
4.
What is the level of performance of Hungarian nuclear medicine laboratories in performing bone scintigraphy?
5.
What is the level of performance of the PACS system developed at the University of Szeged in the handling of medical images? Is there any loss of information during picture archiving and picture transmission?
122
6.
During lung ventilation studies, how much radioaerosol escapes into the atmosphere of the patient investigation room, and how much impact does this have on the background dose level? What is the wholebody dose of the technician performing lung ventilation studies and which are the critical organs for the incorporated radiopharmaceutical?
7.
How high are the whole-body and finger doses of the surgical personnel due to radiolabelled sentinel node (SLN) localisation and excision in the surgical intervention of malignant melanoma (MM)?
3. Methods For quality control measurements, we have used phantoms (dynamic line, transmission bone, SPECT total performance, liver, thyroid, CT, ultrasound, breast, and DSA software phantoms). The phantom images were interpreted visually and/or quantitatively, and by means of the receiver operating characteristic (ROC) curves. For radiation protection measurements, we have used an intraoperative gamma probe, proportional counter tube, and electronic and thermoluminescent personal dosimeters. 3.1. Quality control of the gamma camera detectors using a dynamic line phantom With the dynamic line phantom (a microprocessor-controlled capillary tube fillable with radioactive solution) we effectuated test images on two MB9200 (Picker Dyna 4C/15 licence) gamma cameras and on a Siemens DiacamIcon SPECT device. For determination of the detector uniformity, linearity, geometrical resolution, field of view size and line spread function, we have used the specific programs of the phantom: uniformity determination, PLES (parallel lines equally spaced), hot-line and cold-line resolution, MTF (modulation transfer function), BRH (Bureau of Radiological Health), OHTP (orthogonal hole test pattern), dynamic range and Hine Duley. The test images were interpreted visually or quantitatively. 3.2. Investigation of the gamma camera detector uniformity using a dynamic line phantom On four round and one square-shaped gamma camera detector, we determined count rate-activity and uniformity-count rate characteristics, with and without a collimator, using a dynamic line phantom. The uniformity values were compared with values obtained by using a
99m
Tc point source or a
57
Co sheet source,
respectively. 3.3. Comparison of the quality of bone phantom images obtained with different radiation sources Transmission bone phantom images were obtained with three MB9200 gamma cameras, one Siemens Diacam and one Elscint Helix SPECT device, using a fillable flood source, a
57
Co sheet source and a dynamic line
phantom, respectively. The images were interpreted by three experienced observers with a score method, on a scale of 1-4. From the data, we calculated the ROC curves and compared the results obtained with the different radiation sources.
123
3.4. Interlaboratory comparison study with the WHO/IAEA transmission bone phantom in Hungary On 28 gamma cameras and SPECT instruments in 22 Hungarian laboratories, we obtained WHO/IAEA transmission bone phantom images and performed quality control measurements, using the standard international interlaboratory study and our own protocol, respectively. The participants were asked to report about the hot and cold lesions of the phantom images, and rank the evidence of the lesion on a scale of 1-4. The observers’ performance was characterised by the value of the area under the ROC curve. 3.5. Quality control of medical image transfer via computer network Phantom images suitable for quality control purposes were obtained on SPECT, CT, ultrasound, MRI, DSA and mammography devices. The phantom images were documented on X-ray films and visually interpreted by three experienced observers with scoreing on a scale of 1-4. The digital images from the modalities linked to the PACS system were sent directly via the network to the image server; in the other cases, the X-ray images were redigitalised by using a film scanner and then sent to the server. The phantom images on the central display were interpreted by the same three observers, using the same method as for the interpretation of the primary X-ray images. In the case of the bone phantom, both the digital and redigitalised images were sent via the network, and in this way the observers were able to interpret the images in all three editing modes (1. X-ray film, 2. digital image sent via the network, 3. image redigitalised, and then sent via the network). The observers were asked to report on the questions in connection with the structure of the phantom images. 3.6. Radiation safety considerations in 99mTc-DTPA radioaerosol lung ventilation studies We investigated the increase in the background radiation level and the radioaerosol activity concentration in the patient investigation room where the aerosol production equipment was functioning, following 1-6 ventilation studies/day. On the technicians performing the patient studies, we performed whole- body investigations with a SPECT camera without a collimator in place, and static studies with a collimator, to check on the possibility of incorporated radioaerosol. We estimated the effective wholebody doses of the technicians. The radioactive contamination of the technicians’ gloves, and the floor and the walls of the investigation room was checked with a smear test. 3.7. Sentinel lymph node detection in malignant melanoma patients: radiation safety considerations Radiation protection measurements were performed in connection with surgical interventions on 25 MM patients (18 females, 7 males) who underwent SLN localization by means of a radioisotope technique. The variation in the background doses was investigated by using a proportional counter tube, the personnel doses were determined with electronic personal dosimeters, and the extremity doses of the surgeon and assistant surgeon were measured with LiF thermoluminescent ring dosimeters.
124
4. Results
4.1. Quality control of the gamma camera detectors using a dynamic line phantom The uniformity of the gamma camera detectors was investigated with and without a collimator. The uniformity could be checked visually on all of the dynamic line phantom images. Systematic artefacts (stripes or patches) due to a possible phantom defect were not observed. The linearity of the detector with a collimator was investigated with the PLES, BRH and OHTP test programs. The geometrical resolution was checked appropriately with MTF and resolution hot-lines tests. The dynamic range and Hine Duley programs were not considered suitable for quality control purposes. On use of the OHTP phantom test program, with a mediumenergy diverging collimator, a Moiré effect was observed. 4.2. Investigation of the gamma camera detector uniformity using a dynamic line phantom From the count rate measurements with the capillary tube of the dynamic line phantom on the count rate-activity characteristics of the same type of gamma cameras, the limit of the linear relationship was found to be ~ 30 000 cps, the 20% dead time losses occurred at ~ 50 000 cps and the maximum count rate was found to be 70 000 cps. On the investigated gamma cameras a well-defined count rate interval was found which provided stable uniformity values of the detector, which did not differ significantly (p<0.05) from those obtained with a
99m
Tc
57
point source or a Co sheet source. 4.3. Comparison of the quality of bone phantom images obtained with different radiation sources The mean values of the areas under the ROC curves, obtained from the bone phantom images produced with the three different radiation sources (99mTc flood source vs. line phantom: 0.86 ± 0.04/0.86 ± 0.03; 57
source vs. Co sheet source: 0.87 ± 0.04/0.88 ± 0.04; line phantom vs.
99m
Tc flood
57
Co sheet source: 0.88 ± 0.03/0.87 ±
0.04) did not differ significantly (p<0.02). 4.4. Interlaboratory comparison study with the WHO/IAEA transmission bone phantom in Hungary In the interlaboratory quality control study performed in Hungarian laboratories, the performances of the participants, characterised by the value of the area under the ROC curves, displayed quite large differences; the worst results did not differ greatly from the value of 0.5 (the national lowest value: 0.60) which would be obtained by an observer giving score values purely by chance, but at the same time the best values were around 1; the maximum possible value (the national highest value: 0.94). The results obtained from interpretation of the analogue and digital images were compared separately, and the difference was found to be significant (p<0.01) in favour of the display (0.85±0.01 vs. 0.76±0.04). The integral and differential uniformity values of the detectors in both fields of view were spread over large intervals: 3-8% and 2.4-3.8%, respectively.
125
4.5. Quality control of medical image transfer via computer network The scores of the X-ray films and the digital images transmitted via the network (total: 303) were identical in 234 (77%) cases. Higher scores were obtained from the X-ray film in 43 cases (14%) and from the display in 26 cases (9%). For the X-ray film and the redigitalised images transmitted via the network, a total of 132 scores were analysed. 63 (48%) were identical, while 51 (39%) were more precise from the X-ray film, and 18 (13%) were more precise from the display. As concerns the transmission bone phantom images, the highest ROC curve areas were obtained from the digital images (0.937 ± 0.03), followed by the primary X-ray images (0.934 ± 0.20). The weakest result was obtained from the images redigitalised with a film scanner and transmitted via the network (0.931 ± 0.02). The differences were not significant. 4.6. Radiation safety considerations in 99mTc-DTPA radioaerosol lung ventilation studies In the surroundings of the aerosol-producing equipment, the background dose values were found to lie in a large interval, but increased significantly (p=0.05) with increase in the number of lung ventilation patient studies. The estimated effective dose of the technician from the external radiation source was < 200 nSv in 74% of the investigations (121 patient study), and 200-850 nSv in 26% (44 patient study). The radioaerosol activity concentration varied in the interval 5-141 kBq/m3. The effective internal doses of the technician estimated with the lowest and with the highest radioaerosol concentrations were 0.6 nSv and 0.3 µSv, respectively. On the whole-body images, adiopharmaceutical incorporation was detected in the oral cavity, and less frequently in the stomach. The gloves used by the technicians showed contamination in the range 88–171 Bq; no contamination was detected on the floor or on the walls of the investigation room. 4.7. Sentinel lymph node detection in malignant melanoma patients: radiation safety considerations The mean background dose rate level in the surgery did not differ from that at other sites in the building: 92.5±2.2 nSv/h (mean±SD). In 21 cases (24%) the measured doses were < 1 microSv, but in 4 operations (16%) 1-4.5 microSv was received. The equivalent dose rate was generally < 1 microSv/h. The finger-absorbed doses for the surgeon and the assistant surgeon were (mean±SD) 159±23 microGy and 48±17 microGy per intervention, respectively. The detected counts for the SLNs varied in a large interval; the mean (±SD) (n=36) was 11756±7858 counts/10 s. The counts detected at the sites from which the SLNs were removed (n=36) varied between 0.03% and 10% (median 2.6%) of the counts for the SLNs.
126
5. Conclusions 1.
The dynamic line phantom is suitable for investigations of the uniformity, linearity and geometrical resolution of gamma camera detectors with a collimator in place and for uniformity checks on detectors without a collimator.
2.
The dynamic line phantom is suitable for the determination of the uniformity of round and square-shaped detectors, but the measurements should be performed within a well-defined activity (count rate) interval.
3.
Transmission bone phantom images can be appropriately obtained by using a dynamic line phantom as a flood source.
4.
The serial WHO/IAEA transmission bone phantom measurements in Hungarian laboratories revealed that the performance of the participants varies in a broad range, and this type of quality control procedure provides valuable information in support of the improvement of the individual effectiveness. The results demonstrated that the optimum setting of the gamma cameras (with special regard to the uniformity) and the careful professional image interpretation (from the hardcopy and display together) are the most important parameters influencing the quality of bone scintigraphy investigations.
5.
The quality control of the PACS system, with our simple method, using phantom image transfer via the network, is suitable for the detection of possible errors in the system.
6.
The technicians performing patient lung ventilation studies with radioaerosol are additionally exposed to internal doses, the radiopharmaceutical
99m
Tc-DTPA mainly being absorbed in the oral cavity and in the
stomach. The effective doses received by these technicians from the external and internal sources remain below the limits set by the regulations. 7.
In surgical interventions on MM the localisation and excision of the SLN by using the radioisotope technique can be performed safely from a radiation protection point of view. Personal dosimetric survey and limitation of the number of surgical interventions do not appear to be essential.
