Có ba lượng dosimetric sử dụng cho chụp nhũ ảnh: (i) kerma vụ khí (iak) (Ki), (ii) kerma độ bề mặt lối vào (Kẻ) và (iii) có nghĩa là liều vào mô tuyến vú, gọi là giá trị trung bình liều tuyến (MGD) (Dg). các MGD là số lượng chính của lãi suất liên quan đến nguy cơ ung thư bức xạ gây ra trong hình ảnh vú. Chi tiết về các tính MGD được đưa ra trong phần 22.5.3.2. các MGD được tính toán sử dụng các yếu tố thu được bằng thực nghiệm hoặc bằng cách tính toán vận chuyển bức xạ Carlo Monte, mà chuyển đổi từ iak liều trong một vú của thành phần và kích thước cụ thể. Các hệ số chuyển đổi được trình bày trong ấn phẩm khác nhau, bao gồm cả báo cáo của IAEA kỹ thuật hàng loạt không. 457 [9,1].
Các MGD hệ số chuyển đổi tăng với năng lượng trung bình của quang phổ tia X. để sản xuất một hình ảnh có chất lượng phù hợp, mỗi thụ hình ảnh đòi hỏi một số lượng cụ thể của năng lượng tia X được truyền bởi vú và được hấp thụ bởi các thụ thể. như thể hiện trong hình. 9.2, sự suy giảm của vú giảm theo năng lượng ngày càng tăng, do đó iak cần thiết để có được một năng lượng hấp thu quy định tại các thụ thể giảm cho phù hợp. Như năng lượng tăng, iak cần giảm nhanh hơn so với việc chuyển đổi hệ số tăng lên, vì vậy kết quả ròng là MGD rơi với tăng năng lượng.
Liều dùng không nhất thiết phải giống nhau cho tất cả các loại phim hay hệ thống chụp nhũ ảnh kỹ thuật số, đặc biệt là cho sau này mà các công nghệ khác nhau khá rõ rệt. Chương trình tầm soát vú ontario (canada), trong các phép đo được thực hiện trong năm 2009 và 2010, nó đã được tìm thấy trên các phép đo tiêu chuẩn với những bóng ma mà liều cho mỗi vú từ việc kiểm tra hai chế độ xem chuẩn là 3,2 ; 2,72 và 2,36 MGY cho màn hình chụp nhũ ảnh phim, chụp nhũ ảnh kỹ thuật số với băng
Liều trong nhũ ảnh cũng phụ thuộc vào kích thước và thành phần của vú, cũng như các thiết lập phơi sáng đã chọn. Trong màn hình chụp nhũ ảnh phim, mà mục đích là để duy trì một giá trị mục tiêu cho od trên phim, iak sẽ tăng khi độ dày của vú và phần mô fibroglandular (thường được gọi là mật độ) tăng. điều này sẽ gây ra một sự gia tăng tương ứng trong MGD. Sự gia tăng năng lượng chùm (điện áp ống, lựa chọn vật liệu mục tiêu, bộ lọc tia) sẽ giảm nhẹ so với một số các tăng liều. Tuy nhiên, độ tương phản hình ảnh sẽ bị giảm và tại một số thời điểm này sẽ trở nên không thể chấp nhận.
trong chụp nhũ ảnh kỹ thuật số, mục tiêu là để đạt được một mục tiêu SNDR tại các máy dò. một lần nữa, liều sẽ tăng theo chiều dày vú và mật độ vú.
Tuy nhiên, với một hệ thống kỹ thuật số nơi tương phản có thể được điều chỉnh trong quá trình hiển thị hình ảnh, một sự thỏa hiệp chấp nhận được có thể đạt được một năng lượng cao hơn so với các bộ phim màn hình. điều này cho phép tận dụng được giảm tương đối lớn của liều so với bộ phim cho bộ ngực lớn hoặc dày đặc.
Hình 15 cho thấy ảnh hưởng của độ dày vú vào liều lượng cần thiết, tính toán sử dụng một mô hình lý thuyết. ở đây, một sDnR liên tục được thực hiện tại các máy dò. điều này đòi hỏi liều tăng cho ngực dày và năng lượng thấp, nơi ngực là đục hơn với tia X, nhưng cũng cho năng lượng cao hơn mà sự khác biệt tín hiệu hoặc tương phản trở nên ít hơn
Tuy nhiên, như đã đề cập trước đây, sự gia tăng năng lượng tăng thấp hơn sẽ được yêu cầu cho chụp nhũ ảnh phim.
Hình 15. Tính liều lượng cần thiết để đạt được một SNR cố định tại các máy dò cho độ dày ngực 2-8 cm.
Những liều là hơi thấp, bởi vì ảnh hưởng của bức xạ rải rác trên độ tương phản và tiếng ồn chưa được xem xét, vì tia được giả định là monoenergetic.
Có một nguy cơ của ung thư cảm ứng kết hợp với liều lượng bức xạ nhận được trong chụp nhũ ảnh. do đó, điều quan trọng là phải hiểu được tầm quan trọng của nguy cơ liên quan với liều bức xạ giao trong chụp nhũ ảnh. tác dụng sinh học của ion hóa báo cáo bức xạ (beiR) Vii quan kiểm tra dữ liệu về liều lượng và gia tăng tỷ lệ mắc ung thư từ một số nhóm nghiên cứu và cho phép phát triển một mô hình rủi ro bức xạ đối với bệnh ung thư vú [2].
Báo cáo này cung cấp một mô hình duy nhất cho tất cả các khối u rắn, dựa trên công việc của Preston et al. [3]. cho chụp nhũ ảnh, mô hình này dự đoán nguy cơ tuyệt đối dư thừa (EAR) của cảm ứng ung thư như:
Cho phụ nữ ở độ tuổi trên 50 năm. ở đây, tai là rủi ro của cảm ứng bức xạ của một loại ung thư sẽ "bề mặt" trong một khoảng thời gian 1 năm ở một phụ nữ trong độ tuổi, A, mỗi liều để ngực tại một số độ tuổi sớm, Ax, khi tiếp xúc xảy ra. là một ví dụ, rủi ro với một người phụ nữ từ 60 tuổi từ một liều để vú của 0,0024 gy, trước đó nhận được từ chụp X quang vú ở tuổi 45 năm được dự báo là 1,06 × 10-6. lưu ý rằng trong mô hình này, rủi ro là quan hệ tuyến tính với liều nhận được và giảm theo độ tuổi tiếp xúc. không có quy định rõ ràng cho độ trễ được xây dựng theo mô hình này. Tuy nhiên, nguy cơ dự báo không tăng theo tuổi tác đã đạt được sau khi tiếp xúc, tỷ lệ tăng là chậm hơn sau tuổi 50 năm.
Tích hợp một cách thích hợp, mô hình này có thể hữu ích trong việc dự đoán nguy cơ đời sau một cuộc kiểm tra X quang vú duy nhất hoặc từ tiếp xúc nhiều ở các lứa tuổi khác nhau, như sẽ xảy ra trong việc kiểm tra định kỳ. Ví dụ, trong một phác đồ sàng lọc mà bao gồm các kỳ thi chụp nhũ ảnh hàng năm từ độ tuổi từ 40 đến 55 năm, và kiểm tra hai năm một lần sau đó cho đến tuổi 74 năm (tức là 25 chiếu) với liều 2,4 MGY để cả hai vú, nó được ước tính rằng trong 100 000 phụ nữ, 56 bệnh ung thư bức xạ gây ra sẽ được gây ra, kết quả là 6,9 người chết và mất 88,5 phụ nữ-năm của cuộc sống.
Như phép tính này, một độ trễ mười năm đã được áp dụng, ví dụ tai = 0 cho A <Ax + 10 cho những người phụ nữ, phát hiện trước đó thông qua sàng lọc sẽ tiết kiệm được 500 cuộc sống hoặc 10 670 phụ nữ-năm, kết quả là một lợi ích
Nguy cơ tỷ lệ 72,5 (trong cuộc sống) hoặc 120,6 (ở phụ nữ-năm). nếu chẩn đoán chính xác tương tự có thể đạt được ở liều bức xạ giảm, lợi ích cho tỷ lệ rủi ro sẽ cao hơn